KR20080065577A - Guided electrical transcranial stimulation (gets) technique - Google Patents
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Abstract
Description
본 발명은, 경두개 전기 자극 유도(GETS: guided electrical transcranial stimulation)에 관한 것으로서, 더 구체적으로는, 의료적 치료를 위해, 뇌(brain)의 내부와 그 주변의 전류를 통하는 유기 물질(current-carrying organic material)에 비저항(resistivity)을 정확하게 부여하고, 펄스 열(pulse train)에서의 펄스 폭과 펄스의 수 등과 같은 임의의 다양한 펄스 특징을 포함하는, 전류, 전압, 전하, 또는 파워 등과 같은 전기적 입력이 최적으로 제공되도록 하는 기술에 관한 것이다. FIELD OF THE INVENTION The present invention relates to guided electrical transcranial stimulation (GETS), and more specifically, to medical treatment, organic materials through currents in and around the brain. electrical, such as current, voltage, charge, or power, to accurately impart resistivity to the carrying organic material and include any of a variety of pulse characteristics such as pulse width and number of pulses in a pulse train. It relates to a technique to ensure that the input is optimally provided.
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본 출원은 2005년 6월 16일에 제출된 미국 가특허 출원 60/691,068호에 대해 우선권을 주장하며, 상기 특허 출원의 전체 내용이 본 명세서에 원용에 의해 포함되는 것으로 한다. This application claims priority to US Provisional Patent Application 60 / 691,068, filed June 16, 2005, the entire contents of which are incorporated herein by reference.
경두개에 자극을 주는(transcranially stimulated) 전기적 운동 유발 전위(electrical motor evoked potential)(tcMEP)가 개발됨에 따라, 위험한 상태에 있는 수술 환자가 마비되는 비율을 크게 줄일 수 있게 되었다[Chappa KH(1994년); Calanchie 등(2001년); Pelosi 등(2002년); Bose B, Sestokas AK, Swartz DM(2004년); MacDonald 등(2003년) 참조: 언급된 문헌은 본 명세서에 원용에 의해 포함된다]. 그 결과, tcMEP는, 척수(spinal) 및 신경외과적(neurosurgical) 수술 동안, 피질 척수로(cortical spinal track)의 보전 상태(integrity)를 검사하기 위한 치료의 표준이 되고 있다. 그러나, 경두개의 전기 자극(transcranial electrical stimulation)은 일반적으로 높은 전압을 필요로 하는데, 이러한 높은 전압은, 뇌의 많은 부분을 활성화시키고, 환자로 하여금 바람직하지 않으며 알려지지 않은 부작용의 위험에 빠뜨릴 수 있는 전류의 확산(diffuse current spread)을 생기게 할 수 있다. 낮은 전압에서도 전류를 더 정확하게 지향시키는(precisely directed) 것이, 위험을 감소시키며, 수술 환자와 비수술(non-surgical) 환자에 대한 경두개 자극의 용도를 크게 넓힐 수 있다. The development of transcranially stimulated electrical motor evoked potential (tcMEP) has greatly reduced the rate of paralysis in surgical patients at risk [Chappa KH (1994). ); Calanchie et al. (2001); Pelosi et al. (2002); Bose B, Sestokas AK, Swartz DM (2004); See, MacDonald et al. (2003): the documents mentioned are hereby incorporated by reference. As a result, tcMEP has become the standard of care for examining the integrity of the cortical spinal track during spinal and neurosurgical surgery. However, transcranial electrical stimulation generally requires a high voltage, which activates many parts of the brain and may put the patient at risk of undesirable and unknown side effects. It can cause a diffuse current spread. Precisely directed at even low voltages reduces the risk and greatly extends the use of transcranial stimulation in surgical and non-surgical patients.
생리적 전류 밀도(physiological current density)에 근접하는, 뇌(brain)의 위치 특정의 경두개 전기 자극(site specific transcranial electrical stimulation)을 포함하는 기술이 필요하며, 이러한 기술을, 척수 수술 환자를 포함한 많은 환자를 치료하는데에 적용시키는 것이 필요하다. 운동 유발 전위(tcMEP)를 유도하기 위한 경두개 전기 자극은, 위험성이 큰 수술 동안, 척수와 뇌의 운동 경로(motor pathway)를 모니터링하기 위한 치료의 표준이 되고 있다. 통상적인 tcMEP 기술은, 정교하지 못한 경우도 있을 수 있지만, 운동 경로를 모니터링하고, 의인성 손상(iatrogenic injury)을 확인하기 위한 효과적인 수단이다. 도 1A의 도표를 보면, y축은 50㎶이고, x축은 7.5㎳이다. 인가된 펄스는 3ms의 ISI를 가진 5 개의 펄스로 이루어진 펄스 열에서 100㎲ 동안 150 볼트로 했다. 도 1B는, 경부 골절(neck fracture)된 86살 남자로부터 얻은 tcMEP를 나타낸다. 인가된 펄스는, 상부는 75 볼트이고, 하부는 25볼트로 했다. There is a need for techniques that include site specific transcranial electrical stimulation of the brain, which approximates physiological current density, and many techniques, including spinal cord surgery patients, are needed. It is necessary to apply to the treatment. Transcranial electrical stimulation to induce motor induced potential (tcMEP) has become the standard of care for monitoring the motor pathways of the spinal cord and brain during high-risk surgery. Conventional tcMEP techniques, although sometimes sophisticated, are an effective means of monitoring the pathway of movement and identifying iatogenic injury. In the diagram of Fig. 1A, the y-axis is 50 ms and the x-axis is 7.5 ms. The applied pulse was 150 volts for 100 ms in a pulse train consisting of 5 pulses with ISI of 3 ms. 1B shows tcMEP obtained from a 86 year old man with neck fracture. The applied pulse was 75 volts at the top and 25 volts at the bottom.
통상적으로, tcMEP 시술 과정에는, 환자의 두피(scalp) 중, 운동 피질(motor cortex)을 둘러싸고 있는 것으로 생각되는 위치에 전극을 배치하는 과정과, 원위근(distal muscle)과 근육군(muscle group)을 활성화시키기 위해 단시간의 고전압 전기 펄스(brief high voltage electrical pulse)를 인가하는 과정이 포함된다. 도 2는 환자의 두피 외부에 전극(J0)을 배치한 것을 나타낸다. 도 2는 또한, 서로 다른 도전률 σ1, σ2, 및 σ3을 갖는 3개의 영역 S0, S1, 및 S3을 나타낸다. 그러나, tcMEP를 유도하는데 통상적으로 사용되는 고전압과, 이러한 고전압에 의해 생기는 반응은, 머리, 몸통, 또는 동맥(trunk)뿐만 아니라 표적 근육(target muscle)의 전체 영역을 활성화시킬 수 있다. 제어가 이루어지지 못한 전류 확산에 의해 큰 근육군이 움직이게 된다는 것은, 발작(seizure), 부러진 턱(broken jaw), 및 환자의 움직임에 의해 tcMEP 검사와 관련된 위험 요인이 발생한다는 것을 의미한다[Chappa, KH(1994년) 참조]. 단일 펄스가 아닌 자극열(stimulus train)을 인가하는 것과, 마취(anesthesia)에서의 조정 기술에 의해, 700-900V로 사용되었던 전기 전류가 200-400V로 크게 감소되었다[Chappa, KH(1994년); Haghighi SS, Zhange R(2004년) 참조: 이들 문헌은 본 명세서에 원용에 의해 포함된다]. Typically, the tcMEP procedure involves placing electrodes in the scalp of the patient, where they are thought to surround the motor cortex, and distal muscles and muscle groups. A process of applying a short high voltage electrical pulse to activate the circuit is included. 2 shows the electrode J 0 disposed outside the scalp of the patient. 2 also shows three regions S 0 , S 1 , and S 3 with different conductivity σ 1 , σ 2 , and σ 3 . However, the high voltages commonly used to induce tcMEP, and the reactions generated by these high voltages, can activate the entire region of the target muscle as well as the head, trunk, or arteries. The movement of large muscle groups by uncontrolled current spreading means that risk factors associated with tcMEP testing are caused by seizure, broken jaws, and patient movement [Chappa, KH (1994). By applying a stimulus train rather than a single pulse, and anesthesia adjustment technique, the electrical current used at 700-900V was greatly reduced to 200-400V [Chappa, KH (1994). ; See, Haghighi SS, Zhange R (2004), which is incorporated herein by reference.
tcMEP는, 수술 동안 환자를 깨어 있게 하고, 수술 과정을 마치기 전에 환자 로 하여금 팔다리를 움직여보라고 하는 "각성 검사"(wake-up test)보다, 덜 부담스러운 대체 방법으로서 널리 사용되어 왔다[Eroglu, A 등(2003년) 참조: 본 문헌은 본 명세서에 원용에 의해 포함된다]. 그러나, 이러한 자극 레벨은, 감소시킨 자극 레벨이라도 여전히 통상적인 생리적 레벨을 초과하며, 큰 근육군의 제어되지 못한 움직임에 의해, 인가된 펄스가 심각한 전류 확산을 생기게 한다는 것을 의미한다. 주요한 부작용은 비교적 드문 반면에, 혀의 열상(tongue laceration), 근육 파열(muscle tear), 및 기침 동작(bucking)은 여전히 일반적인 부작용으로 남아 있다[Calanchie, B 등(2001년) 참조: 본 문헌은 본 명세서에 원용에 의해 포함된다]. 때때로 tcMEP와 관련되어 있는 큰 근육 움직임(large muscle movement)은 또한, 외과 의사의 세심한 주의가 필요한 뇌 또는 척수 수술 과정 동안, tcMEP의 실용성을 제한한다. tcMEP has been widely used as a less burdensome alternative than the "wake-up test", which requires the patient to be awake during surgery and the patient to move his limbs before the procedure is completed [Eroglu, A (2003): This document is incorporated herein by reference. However, this stimulus level means that even a reduced stimulus level still exceeds the normal physiological level, and due to the uncontrolled movement of large muscle groups, the applied pulse causes severe current spreading. While major side effects are relatively rare, tongue laceration, muscle tears, and coughing bucking remain common side effects (see Caranchie, B et al. (2001): Incorporated herein by reference]. Large muscle movements, sometimes associated with tcMEP, also limit the practical use of tcMEP during brain or spinal cord surgery procedures that require careful attention from the surgeon.
뇌의 전기 펄스의 경로를 예측하고, 이에 따라 전류 레벨을 조정(예컨대, 전류 레벨을 낮춤)함으로써, 앞서 설명한 부작용들을 감소 또는 제거할 필요가 있다. 또한, 표적 부위에서 전류 세기를 생리 수준에 가까운 레벨까지 감소시켜서, 뇌의 전기 자극이, 외과 수술의 범위를 넘어 환자의 치료를 위해 사용될 수 있도록 할 필요가 있다. 이에 의하면, 파킨슨병(Parkinson's disease), 만성 통증(chronic pain), 우울증(depression) 등과 같이, 뇌 전기 자극에 효과가 있는 것으로 증명된 다수의 질병 상태의 치료에 매우 긍정적인 효과를 얻을 수 있다. By predicting the path of electrical pulses in the brain and adjusting the current level accordingly (eg, lowering the current level), there is a need to reduce or eliminate the side effects described above. There is also a need to reduce the current intensity at the target site to levels close to physiological levels so that electrical stimulation of the brain can be used for the treatment of patients beyond the scope of surgical operations. According to this, a very positive effect can be obtained in the treatment of a number of disease states that have been shown to be effective for brain electrical stimulation, such as Parkinson's disease, chronic pain, depression, and the like.
기술적 배경: 모델링(MODELING)Technical Background: Modeling
머리(head)는, 다수의 도전성 구획(conductive compartment)을 가진 비균질 적(heterogeneous)이며 비등방성(anisotropic)인 도전성 물질이다. 이러한 도전성 물질을 통해 전류 경로를 찾는 것은, 신경생리학(neurophysiology) 분야에서 중요한 문제이다. 수십 년 동안, 많은 연구자는, 이러한 물질을 통해, 뇌 수술 또는 심부 뇌 전극(depth electrode)을 사용하지 않고, 뇌를 자극하고자 했다. 이러한 문제점에 대한 혁신적인 해결책을 모델화 및 검사하는 것이 필요하다. 뇌전도(electroencephalography: EEG)의 소스 생성기(source generator)를 이해하기 위해 개발된, 조직 비저항(tissue resistivity)과 전류 경로를 모델화하기 위한 문헌이 많이 있다[Rush S, Driscoll DA(1968년); Vauzelle, C., Stagnara(1973년); Henderson, CJ, Butler, SR 및 Class A(1978년) 참조: 상기 문헌들은 본 명세서에 원용에 의해 포함되는 것으로 한다]. 이것은, 연구자들이 표면 기록에 기초한 뇌로부터의 전기적 전류의 소스를 결정하고자 시도해 왔다는 역문제(inverse problem)이다. 이러한 역문제에서, 소스 위치의 추정값은, 측정된 EEG와, 소스 파라미터와 머리의 전기적 특성을 사용하여 모델화된 전위 사이에서 최적으로 들어맞는 연산에 의해 만들어진다. 이러한 추정값은, 두피 기록 EEG에 대한 두개골 결손(skull defects)을 모델화하거나 소스 생성기를 로컬화하는 데에도 종종 사용되어 왔다[Benar 및 Gotman(2002년); Henderson 등(1975년); Kavanaugh 등(1978년) 참조: 상기 문헌들은 본 명세서에 원용에 의해 포함되는 것으로 한다]. 경두개 전기 자극 유도(GETS) 모델에 있어서는, 두피에 위치한 알려진 또는 선택된 소스로부터 최적의 전류 경로를 선택하고, 내부 소스(internal source)가 없다고 가정하는 포워드 문제점(forward problem)이 해결된다. 이러한 향후의 문제점은, 도전성 분 포(conductivity distribution)와 전류원(current source)의 위치를 알고 있다는 점에서 본질적으로 더 용이하다. The head is a heterogeneous and anisotropic conductive material having a plurality of conductive compartments. Finding current paths through these conductive materials is an important issue in the field of neurophysiology. For decades, many researchers have sought to stimulate the brain through these materials without the use of brain surgery or depth electrode. It is necessary to model and test innovative solutions to these problems. There is a lot of literature for modeling tissue resistivity and current pathways, developed to understand the source generator of electroencephalography (EEG) [Rush S, Driscoll DA (1968); Vauzelle, C., Stagnara (1973); See Henderson, CJ, Butler, SR and Class A (1978), which are hereby incorporated by reference. This is the inverse problem that researchers have tried to determine the source of electrical current from the brain based on surface recording. In this inverse problem, the estimate of the source position is made by a calculation that best fits between the measured EEG and the potential modeled using the source parameters and the electrical properties of the head. These estimates have often been used to model skull defects for scalp recording EEGs or to localize source generators (Benar and Gotman (2002); Henderson et al. (1975); See Kavanaugh et al. (1978), which are incorporated herein by reference. In the transcranial electrical stimulation induction (GETS) model, the forward problem is solved by selecting the optimal current path from a known or selected source located in the scalp and assuming no internal source. This future problem is essentially easier in that it knows the conductivity distribution and the location of the current source.
몇몇 사람들은 머리의 이러한 물리적 모델을 구성하기 위한 시도를 해왔다. 이러한 물리적 모델 중 몇몇은, 플라스틱, 살린(saline) 및/또는 실리콘으로 만들어졌다. 이러한 모델은, 문제의 복잡도를 나타내기에 충분하지 못하며, 해부학적인 개인차를 고려하지 못하고 있다. Some people have attempted to construct this physical model of the head. Some of these physical models are made of plastic, saline and / or silicon. Such a model is not sufficient to represent the complexity of the problem and does not account for anatomical individual differences.
유한 요소(finite element: FE) 포워드 모델링(forward modeling)은, 두개골 및 조직 비저항을 추정하는 방식을 최근에 개선함으로써 장점을 가지게 되었다. 이러한 더 새로운 추정값은 생체내(in vivo)에서 얻어졌다[Goncalves 등(2003년); Oostendorp 등(2000년) 참조: 상기 문헌들은 본 명세서에 원용에 의해 포함되는 것으로 한다]. 이러한 추정값에 의하면, 건조 조직 또는 시신 조직(cadaver tissue)에서 통상적으로 이루어졌던 이전의 많은 추정값보다 고유의 조직(indigenous tissue)에서 더 정확한 값을 얻을 수 있다. Finite element (FE) forward modeling has benefited from recent improvements in the way of estimating skull and tissue resistivity. These newer estimates were obtained in vivo [Goncalves et al. (2003); Oostendorp et al. (2000), which are incorporated by reference herein in their entirety. These estimates may yield more accurate values in indigenous tissue than many previous estimates commonly made in dry or cadaver tissue.
몇몇 그룹은, 시판되고 있는 경두개 자기 자극 장치(transcranial magnetic stimulator)를 사용함으로써, 경두개 자극의 문제를 해결하고자 하는 시도를 해왔다. 자기 자극 장치는, 임상적으로 널리 사용되고 있지만, 외과 수술 용도로는 거부되어 왔는데, 이는 여러 개의 금속 물체가 있는 환경에서는 이러한 자기 자극 장치를 사용하는 것이 어렵고, 자극 파라미터(stimulation parameter)가 전기 자극에 의해 생성되는 파라미터보다 일관성이 적은 경향을 가지기 때문이다. 자기 펄스 생성기가 작은 움직임을 가지면, 자극 파라미터에서는 큰 변화가 생기고, 치료에 연속적인 자극을 필요로 하는 만성 상태(chronic condition)에서는 코일이 사용될 수 없다. 경두개 전기 자극에 의해 피질 척수로 뉴론(corticospinal tract neurons)의 대뇌 활성화(cerebral activation)를 더 효과적으로 표적으로 하기 위해, 머리 조직과 전류 경로를 정확하게 모델화하는 것이 필요하다. Several groups have attempted to solve the problem of transcranial stimulation by using a commercially available transcranial magnetic stimulator. Magnetic stimulation devices, although widely used clinically, have been rejected for surgical use, which is difficult to use in an environment with multiple metal objects, and the stimulation parameters may be affected by electrical stimulation. This is because they tend to be less consistent than the parameters produced by them. If the magnetic pulse generator has small movements, large changes occur in the stimulation parameters, and the coil cannot be used in chronic conditions that require continuous stimulation for treatment. In order to more effectively target cerebral activation of corticospinal tract neurons by the transcranial electrical stimulation, it is necessary to accurately model the hair tissue and current pathways.
의료적 치료(therapeutic treatment)를 위해 전기 에너지를 경두개(transcranial) 또는 내두개(intracranial)에 최적으로 제공하는 것을 결정하기 위한 기술을 제공한다. MRI 또는 CAT 스캔 데이터 또는 이러한 데이터 모두를, 환자의 뇌 및/또는 다른 신체 조직에 대해 구한다. 구해진 데이터에 기초해서, 상이한 비등방성의 전기적 값을 환자의 뇌 또는 다른 신체 조직에 할당한다. 전극 위치를 선택한다. 이러한 전기적 값의 할당과 전극 위치의 선택에 기초해서, 경두개 또는 내두개, 또는 다른 신체 조직에 대한 트랜스-조직(trans-tissue)의 최적의 치료용으로, 하나 이상의 인가된 전기적 전압, 파워, 에너지, 전류 또는 전하를 산출한다. 본 명세서에서, 뇌(brain)는 본 발명과 본 발명의 실시예가 효과적으로 적용될 수 있는 특정의 조직을 가리키지만, 본 발명은 뇌 주변의 다른 신체 조직에도 적용될 수 있다는 것을 알 수 있을 것이다. Techniques for determining the optimal provision of electrical energy to the transcranial or intracranial for medical treatment are provided. MRI or CAT scan data or both of these data are obtained for the brain and / or other body tissue of the patient. Based on the data obtained, electrical values of different anisotropy are assigned to the brain or other body tissues of the patient. Select the electrode position. Based on the assignment of these electrical values and the selection of electrode position, one or more applied electrical voltages, power, powers, etc., for optimal treatment of trans-tissues for the transcranial or temporal or other body tissues, Calculate energy, current or charge. In the present specification, the brain refers to specific tissues to which the present invention and the embodiments of the present invention can be effectively applied, but it will be appreciated that the present invention can be applied to other body tissues around the brain.
전기적 값의 할당 과정에는, 환자 뇌의 일부 부위들 사이의 조직 구획 경계(tissue compartment boundary)와, 이러한 일부 부위들에 대한 하나 이상의 전기적 특징을 정의함으로써, 환자의 뇌를 분할(segment)하는 과정과, 환자 뇌에 대해 그리드 요소들로 된 메쉬(mesh)를 정의함으로써 유한 요소 모델(finite element model)을 구현하는 과정과, 뇌의 분할(segmenting)에 기초하여 그리드 요소들 각각에 벡터 저항값(vector resistance value)을 부여(ascribe)하는 과정이 포함될 수 있다. 분할 과정(segmenting)에는, 뇌 척수액(cerebral spinal fluid), 백색질(white matter), 혈액(blood), 피부(skin), 회색질(gray matter), 연조직(soft tissue), 해면뼈(cancellous bone), 안액(eye fluid), 암 조직(cancerous tissue), 염증 조직(inflammatory tissue), 허혈 조직(ischemic tissue), 및 치밀뼈(compact bone) 중 둘 이상을 구분하는 과정이 포함될 수 있다. 이러한 구분(discriminating) 과정에는, 둘 이상의 유기 뇌 물질에 대응하는 각각의 계조 스케일 데이터(gray scale data) 내의 피크(peak)를 분해(resolve)하는 과정이 포함될 수 있다. 벡터 저항값을 부여하는 과정에는, 그리드 요소의 저항값에 대한 비등방성(anosotropy)을 추정하는(inferring) 과정이 포함될 수 있다. The process of assigning electrical values involves the segmentation of the patient's brain by defining tissue compartment boundaries between the parts of the patient's brain and one or more electrical features for those parts. The process of implementing a finite element model by defining a mesh of grid elements for the patient's brain, and vector resistance values for each of the grid elements based on segmentation of the brain. A process of assigning a resistance value may be included. Segmenting may include cerebral spinal fluid, white matter, blood, skin, gray matter, soft tissue, cancellous bone, The process of distinguishing two or more of eye fluid, cancerous tissue, cancerous tissue, inflammatory tissue, ischemic tissue, and compact bone may be included. This discretizing process may include a process of resolving a peak in each gray scale data corresponding to two or more organic brain matters. The process of assigning the vector resistance value may include a process of estimating anisotropy for the resistance value of the grid element.
"전기적 값"(electrical value)에는, 도전율(conductivity), 비저항(resistivity), 커패시턴스, 임피던스, 인가 에너지, 또는 이들의 조합이 포함될 수 있다. "전기적 특징"(electrical characteristic)에는, 도전율, 비저항, 커패시턴스, 임피던스, 인가 에너지, 또는 이들의 조합과 관련된 특징이 포함될 수 있다. "저항값"(resistance value)에는, 비저항이나 도전율 또는 이들의 조합이 포함될 수 있다. 데이터에는, 두 가지 이상의 T1, T2 및 PD MRI 데이터와 같은, MRI 또는 CAT 스캔 데이터 중 두 가지 이상의 타입의 조합, 또는 이들 모두가 포함될 수 있다. 데이터는 3차원 데이터인 것이 바람직하다. The "electrical value" may include conductivity, resistivity, capacitance, impedance, applied energy, or a combination thereof. An "electrical characteristic" may include features related to conductivity, resistivity, capacitance, impedance, applied energy, or a combination thereof. The "resistance value" may include specific resistance, conductivity or a combination thereof. The data may include a combination of two or more types of MRI or CAT scan data, or both, such as two or more T1, T2, and PD MRI data. The data is preferably three-dimensional data.
전극 위치를 선택하는(selecting) 과정에는, 바람직한 실시예에서, 피부의 표면, 피부 내 또는 그 아래(피하), 또는 두개골 조직 내부에 전극을 배치하는(disposing) 과정이 포함될 수 있으며, 다른 실시예에서는, 경막 부근 또는 경막에 접해서 두개골을 통해, 또는 얕은 경막경유(transdural) 부위에 전극을 배치하는 과정이 포함될 수 있다. 이 다른 실시예에서는, 전극을 선택하는 과정에서, 두개골 조직 내부 또는 두개골 조직을 통해, 스크류를 이용해 설치된 전극을 이용하는 과정이 포함될 수 있다. Selecting an electrode position may, in a preferred embodiment, include disposing the electrode on the surface of the skin, in or below the skin (subcutaneously), or within the skull tissue, another embodiment. In, the process may include disposing the electrode through the skull near or in contact with the dura, or through the shallow transdural site. In another embodiment, a process of selecting an electrode may include using an electrode installed using a screw through the skull tissue or through the skull tissue.
치료를 위한 경두개 또는 내두개에 전기적 에너지를 최적으로 제공하는 것을 결정하기 위한 기술이 제공된다. 환자의 뇌에 대해, 3차원의 MRI 또는 CAT 스캔 데이터, 또는 이들 모두 중 둘 이상의 타입의 조합을 구한다. 이렇게 구한 데이터에 기초해서, 환자의 뇌의 일부 부위에 상이한 전기적 값을 할당한다. 본 실시예에서, 전극 위치를 선택하는 과정에는, 적어도 부분적으로 두개골을 통해 하나 이상의 전극을 배치하는 과정이 포함된다. 전기적 값의 할당과 전극 위치의 선택에 기초해서, 치료를 위해 경두개 또는 내두개에 전기(electricity), 바람직하게는 전류를 최적으로 부여하기 위한 하나 이상의 전기적 입력(electrical input)을 산출(calculate)한다. 이러한 전기적 입력에는, 전압, 에너지, 파워, 전하, 전기적 펄스, 또는 선택된 폭, 높이 또는 수(number)를 갖는 펄스 열(pulse trains), 또는 이들의 조합이 포함된다. Techniques are provided for determining what optimally provides electrical energy to the transcranial or tempocranial for treatment. For the brain of the patient, three-dimensional MRI or CAT scan data, or a combination of two or more types of both, are obtained. Based on the data thus obtained, different electrical values are assigned to some parts of the patient's brain. In the present embodiment, the step of selecting the electrode position includes the step of placing at least one electrode at least partially through the skull. Based on the assignment of electrical values and the selection of electrode positions, one or more electrical inputs are calculated to optimally impart electricity, preferably current, to the transcranial or temporal cranium for treatment. do. Such electrical inputs include voltage, energy, power, charge, electrical pulses, or pulse trains having a selected width, height or number, or a combination thereof.
전기적 값을 할당하는 과정에는, 환자의 뇌의 일부 부위들 사이의 조직 구획 경계와, 환자의 뇌의 일부 부위에 대한 하나 이상의 비등방성의 전기적 특징을 정의함으로써, 환자의 뇌를 분할(segment)하는 과정과, 환자의 뇌에 대해 그리드 요소(grid element)로 이루어진 메쉬(mesh)를 정의함으로써 유한 요소 모델(finite element model)을 구현하는 과정과, 분할 과정에서의 분할에 기초해서, 그리드 요소의 각각에 벡터 저항값을 부여(ascribe)하는 단계가 포함될 수 있다. 환자의 뇌를 분할하는 과정에는, 뇌 척수액, 백색질, 혈액, 피부, 회색질, 연조직, 해면뼈, 안액, 암 조직, 염증 조직, 허혈 조직, 및 치밀뼈 중에서 둘 이상을 구분하는 과정이 포함될 수 있다. The process of assigning electrical values involves segmenting the patient's brain by defining tissue compartment boundaries between some parts of the patient's brain and one or more anisotropic electrical features for some parts of the patient's brain. And defining a mesh of grid elements for the patient's brain to implement a finite element model, and based on the division in the division process, to each of the grid elements. Ascribe a vector resistance value may be included. The process of dividing the patient's brain may include distinguishing two or more of cerebrospinal fluid, white matter, blood, skin, gray matter, soft tissue, sponges, eye drops, cancer tissue, inflammatory tissue, ischemic tissue, and dense bone. .
데이터는, T1, T2 및 PD MRI 데이터 중 둘 이상의 조합을 포함할 수 있다. 전극 위치를 선택하는 과정에는, 두개골을 통해, 경막(dura)의 부근에서 또는 경막에 접촉해서, 또는 얕은(shallow) 경막경유(transdural) 부위에, 하나 이상의 전극을 배치하는 과정이 포함될 수 있다. 전극 위치를 선택하는 과정에는, 두개골 조직 내부 또는 두개골 조직을 통해, 스크류를 이용해 설치된 전극을 사용하는 과정이 포함될 수 있다. The data may comprise a combination of two or more of T1, T2 and PD MRI data. The process of selecting electrode locations may include placing one or more electrodes through the skull, in the vicinity of, or in contact with, the dura, or in a shallow transdural site. The process of selecting the electrode location may include using an electrode installed using a screw, through the skull tissue or through the skull tissue.
의료적 치료를 위해 전기적 에너지를 경두개 또는 내두개에 최적으로 제공하는 기술을 제공한다. 환자의 뇌 또는 다른 신체 조직의 MRI 스캔 데이터나 CAT 스캔 데이터, 또는 이들 모두의 데이터를 구한다. 환자의 뇌 또는 다른 신체 조직의 일부 부위들 사이의 조직 구획 경계와, 환자의 뇌 또는 다른 신체 조직의 일부 부위에 대한 하나 이상의 전기적 특징을 정의함으로써, 환자의 뇌 또는 다른 신체 조직이 분할된다. 환자의 뇌 또는 다른 신체 조직에 대한 그리드 요소로 이루어진 메쉬(mesh)를 정의함으로써, 유한 요소 모델(finite element model)이 구현된다. 분할에 기초해서, 그리드 요소의 각각에 전기적 값이 부여된다. 전극 위치가 선택된다. 전기적 값의 부여와 전극 위치의 선택에 기초해서, 치료를 위해 경두개 또는 내두개에 전기, 바람직하게는 전류를 최적으로 제공하기 위한 하나 이상의 인가된 전기적 입력(applied electrical input)이 산출된다. 이러한 전기적 입력에는, 전압, 에너지, 파워, 전하, 전기적 펄스, 또는 선택된 폭, 높이 또는 수의 펄스 열이나 이들의 조합 등이 포함된다. The present invention provides a technique for optimally providing electrical energy to the head or temporal skull for medical treatment. Obtain MRI scan data, CAT scan data, or both of the patient's brain or other body tissues. By defining tissue compartment boundaries between some parts of the patient's brain or other body tissue, and one or more electrical features for some parts of the patient's brain or other body tissue, the patient's brain or other body tissue is segmented. By defining a mesh of grid elements for the patient's brain or other body tissues, a finite element model is implemented. Based on the division, an electrical value is assigned to each of the grid elements. The electrode position is selected. Based on the assignment of electrical values and the selection of electrode positions, one or more applied electrical inputs are calculated to optimally provide electricity, preferably current, to the transcranial or temporal skull for treatment. Such electrical inputs include voltage, energy, power, charge, electrical pulses, or a train of pulses of selected width, height, or number, combinations thereof, and the like.
전기적 값은 벡터 저항값을 포함하는 것이 바람직하며, 전기적 특징은 비등방성을 포함하는 것이 바람직하다. The electrical value preferably includes a vector resistance value, and the electrical characteristic preferably includes anisotropy.
환자의 뇌를 분할하는 과정에는, 뇌 척수액, 백색질, 혈액, 피부, 회색질, 연조직, 해면뼈, 안액, 암 조직, 염증 조직, 허혈 조직, 및 치밀뼈 중에서 둘 이상을 구분하는 과정이 포함될 수 있다. 전기적 값을 부여하는 과정에는, 그리드 요소의 저항값에 대한 비등방성을 추정(infer)하는 과정이 포함될 수 있다. 데이터는, T1, T2 및 PD MRI 데이터 중 둘 이상의 조합 등과 같은, MRI 또는 CAT 스캔 데이터, 또는 MRI 및 CAT 스캔 데이터의 두 가지 이상의 타입의 조합을 포함할 수 있다. 데이터는 3차원 데이터를 포함할 수 있다. The process of dividing the patient's brain may include distinguishing two or more of cerebrospinal fluid, white matter, blood, skin, gray matter, soft tissue, sponges, eye drops, cancer tissue, inflammatory tissue, ischemic tissue, and dense bone. . The process of assigning an electrical value may include a process of inferring anisotropy of the resistance value of the grid element. The data may include MRI or CAT scan data, or a combination of two or more types of MRI and CAT scan data, such as a combination of two or more of T1, T2, and PD MRI data. The data may include three-dimensional data.
환자의 뇌 또는 다른 신체 조직에 대한 MRI나 CAT 스캔 데이터 또는 이들 모두의 데이터에 기초해서, 의료적 치료를 위해 전기적 에너지를 경두개 또는 내두개에 최적으로 제공하는 것을 결정하는 방법을 제공한다. 이러한 데이터에 기초해서, 상기 환자의 뇌 또는 다른 신체 조직의 일부 부위에 상이한 비등방성의 전기적 값이 할당된다. 본 방법은, 전극 위치를 선택하는 단계와, 할당된 비등방성의 전기적 값과 전극 위치의 선택에 기초해서, 치료를 위해 경두개 또는 내두개에 전기, 바람직하게는 전류를 최적으로 제공하기 위한 하나 이상의 인가된 전기적 입력이 산출된다. 이러한 전기적 입력에는, 전압, 에너지, 파워, 전하, 전기적 펄스, 또는 선택된 폭, 높이 또는 수의 펄스 열이나 이들의 조합 등이 포함된다. Based on MRI or CAT scan data or both of the data on the patient's brain or other body tissues, a method is provided for determining the optimal provision of electrical energy to the transcranial or tempocranial for medical treatment. Based on these data, different anisotropic electrical values are assigned to some parts of the patient's brain or other body tissues. The method comprises the steps of selecting an electrode position, and based on the electrical values assigned to the anisotropy and the selection of the electrode position, one or more for optimally providing electricity, preferably current, to the head or temporal cranial for treatment. The applied electrical input is calculated. Such electrical inputs include voltage, energy, power, charge, electrical pulses, or a train of pulses of selected width, height, or number, combinations thereof, and the like.
이러한 비등방성의 값은, 환자의 뇌 및/또는 다른 신체 조직의 일부 부위들 사이의 조직 구획 경계와, 일부 부위에 대한 하나 이상의 전기적 특징을 정의함으로써, 환자의 뇌를 분할하는 과정과, 환자의 뇌에 대해 그리드 요소로 이루어진 메쉬를 정의함으로써 유한 요소 모델을 구현하는 과정과, 분할하는 과정에서의 분할에 기초해서, 그리드 요소의 각각에 벡터 전기 값을 부여하는 과정에 기초하여 할당되는 것이 바람직하다. 환자의 뇌를 분할하는 과정에는, 뇌 척수액, 백색질, 혈액, 피부, 회색질, 연조직, 해면뼈, 안액, 암 조직, 염증 조직, 허혈 조직, 및 치밀뼈 중에서 둘 이상을 구분하는 과정이 포함될 수 있다. 이러한 구분 과정에는, 2개 이상의 뇌 또는 다른 신체 조직에 대응하는 각각의 계조 스케일 데이터 내의 피크를 분해하는 과정이 포함될 수 있다. Such anisotropy values define the tissue compartment boundaries between some parts of the patient's brain and / or other body tissues, and one or more electrical features for some areas, thereby dividing the patient's brain and It is preferred to assign a mesh based on grid elements to define a mesh of grid elements, and to assign the vector electrical values to each of the grid elements based on the partitioning in the partitioning process. The process of dividing the patient's brain may include distinguishing two or more of cerebrospinal fluid, white matter, blood, skin, gray matter, soft tissue, sponges, eye drops, cancer tissue, inflammatory tissue, ischemic tissue, and dense bone. . This sorting process may include decomposing a peak in each gray scale data corresponding to two or more brains or other body tissues.
환자의 뇌 및/또는 다른 신체 조직에 대해 취득한 MRI나 CAT 스캔 데이터 또는 이들 모두의 데이터에 기초해서 의료적 치료를 위해 전기적 에너지를 경두개 또는 내두개에 최적으로 제공하는 것을 결정하는 방법을 제공한다. 환자의 뇌에 대한 유한 요소 모델을 구현하고, 환자의 뇌 및/또는 다른 신체 조직의 일부 부위들 사이의 조직 구획 경계와 환자의 뇌 및/또는 다른 신체 조직의 일부 부위에 대한 하나 이상의 전기적 특징을 정의해서, 환자의 뇌 및/또는 다른 신체 조직을 분할하며, 환자의 뇌 및/또는 다른 신체 조직에 대해 그리드 요소로 된 메쉬를 정의해서 유한 요소 모델을 구현하고, 분할에 기초해서 상기 그리드 요소의 각각에 전기적 값을 부여함으로써, 정의된 메쉬의 그리드 요소에 전기적 값이 부여된다. 본 방법은, 전극 위치를 선택하는 과정과, 부여된 전기적 값과 전극 위치의 선택에 기초해서, 치료를 위해 경두개 또는 내두개에 전기, 바람직하게는 전류를 최적으로 제공하기 위한 하나 이상의 인가된 전기적 입력을 산출하는 과정을 포함한다. 이러한 전기적 입력에는, 전압, 에너지, 파워, 전하, 전기적 펄스, 또는 선택된 폭, 높이 또는 수의 펄스 열이나 이들의 조합 등이 포함된다. Provides a method of determining the optimal provision of electrical energy to the head or temporal cranial for medical treatment based on MRI or CAT scan data or both data obtained on the patient's brain and / or other body tissues . Implement a finite element model for the patient's brain and incorporate one or more electrical features for tissue compartment boundaries between the patient's brain and / or other parts of the body tissue and some parts of the patient's brain and / or other body tissue. Define a segment of the patient's brain and / or other body tissues, define a mesh of grid elements for the patient's brain and / or other body tissues, and implement a finite element model based on the segmentation. By assigning an electrical value to each, an electrical value is given to the grid element of the defined mesh. The method comprises one or more applied methods for optimally providing electricity, preferably current, to the transcranial or temporal cranial for treatment based on the process of selecting the electrode location and the given electrical value and the choice of electrode location. Calculating the electrical input. Such electrical inputs include voltage, energy, power, charge, electrical pulses, or a train of pulses of selected width, height, or number, combinations thereof, and the like.
전기적 값은 앞서 정의한 바와 같이 될 수 있으며, 바람직하게는 벡터 저항값을 포함할 수 있고, 전기적 특징은 앞서 정의한 바와 같이 될 수 있으며, 바람직하게는 비등방성을 포함할 수 있다. 분할하는 과정에는, 뇌 척수액, 백색질, 혈액, 피부, 회색질, 연조직, 해면뼈, 안액, 암 조직, 염증 조직, 허혈 조직, 및 치밀뼈 중에서 둘 이상을 구분하는 과정이 포함될 수 있다. 전기적 값을 부여하는 과정에는, 그리드 요소의 저항값에 대한 비등방성을 추정(infer)하는 과정이 포함될 수 있다. The electrical value may be as defined above, preferably comprising a vector resistance value, and the electrical feature may be as defined above, and preferably comprising anisotropy. The dividing process may include distinguishing two or more of cerebrospinal fluid, white matter, blood, skin, gray matter, soft tissue, spongy bone, eye solution, cancer tissue, inflammatory tissue, ischemic tissue, and dense bone. The process of assigning an electrical value may include a process of inferring anisotropy of the resistance value of the grid element.
프로세서로 판독가능한 코드가 내장된, 프로세서로 판독가능한 하나 이상의 기억 장치를 제공한다. 프로세서로 판독가능한 코드는, 의료적 치료를 위해 전기적 에너지를 경두개, 내두개, 또는 다른 트랜스 조직(trans-tissue)에 최적으로 제공하는 것을 결정하기 위해 앞서 언급한 방법 또는 본 명세서에 개시된 것들을 수행하기 위해 하나 이상의 프로세서를 프로그래밍하기 위한 것이다. Provided are one or more storage devices that are processor readable with embedded processor readable code. The processor readable code performs the aforementioned methods or those disclosed herein to determine optimally providing electrical energy to the transcranial, temporal, or other trans-tissue for medical treatment. For programming one or more processors.
도 1A는 척추 측만 환자로부터 얻은 tcMEP를 나타낸다. 1A shows tcMEP obtained from scoliosis patients.
도 1B는 경부 골절이 있는 86살 남자로부터 얻은 tcMEP를 나타낸다. 1B shows tcMEP from a 86 year old man with a neck fracture.
도 2는 통상적으로 식별되며 2개의 전극이 결합된 상이한 도전율의 물질을 포함하는 인간의 머리를 나타낸다. Figure 2 shows a human head which is commonly identified and comprises materials of different conductivity with which two electrodes are combined.
도 3은 유한 요소 모델링을 위한 메쉬가 적용된 인간 뇌를 나타낸다. 3 shows a human brain with a mesh applied for finite element modeling.
도 4는 바람직한 실시예에 따라 식별되고 분할된 여러 개의 조직 구획을 가진 인간 뇌를 나타낸다. 4 shows a human brain with several tissue compartments identified and segmented according to a preferred embodiment.
도 5는, 식별되고 분할된 상이한 비등방성 비저항을 가진 여러 개의 조직 구획을 포함하며, 비등방성의 유한 요소 모델링을 위한 메쉬가 적용된 인간 뇌를 나타낸다. FIG. 5 shows the human brain with meshes for finite element modeling of anisotropy, including several tissue compartments with different anisotropic resistivity identified and segmented.
도 6A는, 2개의 전극 위치가 선택되어 있으며, 정의된 전류 경로를 갖는 인간 뇌를 나타낸다. 6A shows the human brain with two electrode positions selected and with a defined current path.
도 6B는 유한 요소 모델링을 위한 메쉬가 적용된 도 6A의 인간 뇌를 나타낸다. 6B shows the human brain of FIG. 6A with a mesh applied for finite element modeling.
도 6C는 메쉬의 요소에 부여된 비등방성을 가진 도 6B의 인간 뇌를 나타낸다. 6C shows the human brain of FIG. 6B with anisotropy imparted to the elements of the mesh.
도 6D는 등방성 및 비등방성 모델의 동일한 영역을 통한 전류 밀도를 나타낸다. 6D shows the current density through the same area of the isotropic and anisotropic model.
도 7A는 가변의 비등방성 비저항을 갖는 영역 부근의 전류 밀도 변동을 나타낸다. 7A shows the current density fluctuation in the vicinity of the region having a variable anisotropic resistivity.
도 7B는 상이한 크기와 형태를 갖는 메쉬 요소를 갖는 유한 요소 메쉬를 나타낸다. 7B shows a finite element mesh having mesh elements of different sizes and shapes.
도 8은, 3가지 상이한 타입, 즉 T1, T2, 및 PD의 MRI를 나타낸다. 8 shows the MRI of three different types, T1, T2, and PD.
도 9는, 상이한 비저항을 가진 조직의 계조 스케일 구분에 의해 달성된 여러 개의 분석된 피크를 나타내는, 조직의 비저항과 MRI를 나타낸다. 9 shows the resistivity and MRI of tissue, showing several analyzed peaks achieved by gradation scale discrimination of tissue with different resistivity.
도 10은, 2개의 전극을 결합시킨 인간 뇌에 부여된 전류 밀도의 3차원 모델링을 나타낸다. 10 shows three-dimensional modeling of the current density imparted to the human brain incorporating two electrodes.
도 11A-11D는 본 발명의 다른 실시에에 따른 전극 구성을 나타낸다. 11A-11D illustrate an electrode configuration in accordance with another embodiment of the present invention.
약어 설명Acronym Description
CT = 컴퓨터 단층촬영 엑스레이(Computer Tomography x-ray)CT = Computer Tomography x-ray
GETs = 경구개 전기자극 유도(Guided Electrical Transcranial stimulation)GETs = Guided Electrical Transcranial stimulation
EEG = 뇌전도(Electroencephalogram)EEG = Electroencephalogram
MRI = 자기 공명 영상(Magnetic Resonance Imaging)MRI = Magnetic Resonance Imaging
FE = 행렬대수의 유한 요소 방법(Finite Element method of matrix algebra)FE = Finite Element method of matrix algebra
SEP = 체성감각 유발 전위(somatosensory evoked potential)SEP = somatosensory evoked potential
fMRI = 뇌기능 자기 공명 영상(functional Magnetic Resonance Imaging)fMRI = functional Magnetic Resonance Imaging
tcMEP = 경두개 운동 유발 전위(transcranial Motor Evoked Potential)tcMEP = transcranial motor evoked potential
전제 설명(INTRODUCTION)Premise Explanation (INTRODUCTION)
이하 상세하게 설명하는 바와 같이, 포워드 문제점(forward problem)에 대한 해결은, 인간의 머리와 뇌의 내부에서 발견된 모든 이질성을 충분히 나타내는 상세의 모델을 구성함으로써, 행렬 대수(matrix algebra)에 의해 달성가능하다. 이하의 발명의 상세한 설명 부분에 개시된 방법은, 물리적 모델을 사용하지 않고, 머리와 뇌를 나타내는 것으로서 개인의 MRI 및/또는 CT 스캔을 사용한다. MRI 및 CT 스캔은, 표준의 대수학적 처리 방법(algebraic manipulation)이 적용될 수 있는, 컴퓨터 프로그램에 의해 조작가능한 디지털화된 이미지이다. 이러한 디지털 모델링에 의하면, 날씨 시스템, 유체 흐름(fluid stream) 등과 같은 다른 복잡한 표현을 위해 개발된 행렬 대수 방식(matrix algebra solutions)을 사용할 수 있다. 또한, 유한 요소(FE) 분해 패키지 내의 모듈은, 커패시턴스와 저항 등과 같은 시간 종속 요소(time dependent factors)를 표현하기 위해 개발되었다. As described in detail below, the solution to the forward problem is achieved by matrix algebra by constructing a detailed model that fully represents all the heterogeneities found inside the human head and brain. It is possible. The method disclosed in the detailed description section below uses an individual's MRI and / or CT scan as representing the head and brain, without using a physical model. MRI and CT scans are digitized images that can be manipulated by a computer program, to which standard algebraic manipulations can be applied. This digital modeling allows the use of matrix algebra solutions developed for other complex representations such as weather systems, fluid streams, and the like. In addition, modules in finite element (FE) decomposition packages have been developed to represent time dependent factors such as capacitance and resistance.
머리의 3차원(3D) 모델링을 사용하여 전류 밀도를 효과적으로 감소시키는 것에 대해 설명한다. 시험적인 작업에 의하면, 연구소에서 개발한 2차원(2D) 경두개 전기 자극 유도(GETs)에 의해 전류 밀도를 60% 이상 감소시킬 수 있다는 것이 밝혀졌다. 3D 모델에서는 전류 밀도를 더 많이 감소시킨다. The three-dimensional (3D) modeling of the head is used to effectively reduce the current density. Experimental work has shown that current density can be reduced by more than 60% by two-dimensional (2D) transcranial electrical stimulation induction (GETs) developed by the lab. In the 3D model, the current density is further reduced.
CT 스캔을 MRI 이미지에 조합하는 과정을 포함하는 실시예를 포함한다. 이러한 조합은, GETs 모델에 대한 근거로서 효과적으로 이용될 수 있다. 컴퓨터 단층 촬영(CT)은, 뼈(bone)를 모델링하기 위한 특히 효과적인 방법이며, GETs 모델을 더 향상시키는 실시예에서 이용된다. Examples include combining a CT scan with an MRI image. This combination can be effectively used as a basis for the GETs model. Computed tomography (CT) is a particularly effective method for modeling bone and is used in embodiments that further enhance the GETs model.
일실시예에서는, 환자의 뇌 내부의 전류를 직접 측정한다. 다른 실시예에서는, 생체 검정(biological assay)으로서 운동 유발 전위(motor evoked potential) 를 구한다. 바람직한 실시예에 따른 기술은, 뇌의 해부학적 구조(brain anatomy)가 상해(injury), 종양(tumor), 또는 발달 장애(developmental disorder)에 의해 크게 변형된 경우에도, 전기적 전류 밀도를 감소시키는 데에 효과적이다. In one embodiment, the current inside the brain of the patient is measured directly. In another embodiment, the motor evoked potential is determined by a biological assay. The technique according to the preferred embodiment is intended to reduce the electrical current density even when the brain anatomy of the brain is greatly modified by injury, tumors, or developmental disorders. Effective in
또한, GETs 모델링은, 실제의 척수 수술 환자에 적용시킬 수 있으며, 이에 의하면, 운동 피질(motor cortex)의 경구개 자극을 최적화시킬 수 있다. In addition, GETs modeling can be applied to actual spinal cord surgery patients, thereby optimizing the palatal stimulation of the motor cortex.
예비 검토(PRELIMINARY STUDIES)PRELIMINARY STUDIES
3차원 모델링을 포함하는 바람직한 실시예에 대한 시험적인 작업에서, 본 발명의 다른 실시예에 따라, 머리를 통한 단일의 MRI 슬라이스의 2차원(2D) 모델이 개발되었다. 도 3은, 유한 요소 모델링을 위한 메쉬(mesh)를 뇌에 적용한 도면이다[상이한 크기와 형태의 메쉬 요소를 가진 유한 요소 메쉬를 나타내는 도 7B를 참조하라]. 메쉬는, 상이한 형태와 크기의 요소를 포함하며, 이들 요소에 할당된 상이한 비저항을 갖는다. 2D 실시예에서는, 예컨대 FEM 방법을 사용하여, 운동 피질의 상지(upper limb) 표현을 통한 해부학적으로 정확한 관상 절편(coronal section) 내에서, 경두개 자극 이후의 전류 경로를 예측할 수 있다. In experimental work on the preferred embodiment involving three-dimensional modeling, according to another embodiment of the present invention, a two-dimensional (2D) model of a single MRI slice through the head was developed. FIG. 3 is a diagram of a mesh applied to the brain for finite element modeling (see FIG. 7B for illustrating a finite element mesh having mesh elements of different sizes and shapes). The mesh comprises elements of different shapes and sizes and has different resistivity assigned to these elements. In 2D embodiments, for example, the FEM method can be used to predict current paths after transcranial stimulation within anatomically correct coronal sections through the upper limb representation of the motor cortex.
본 실시예에서는, 상지 운동 피질을 통해 관상 MRI 절편(6.5mm)에 대한 전류 밀도를 얻는다. 모델링은 다음 2개의 단계, 즉 조직 구획 경계와 비저항을 식별하기 위한 분할(segmentation) 단계와, 전류 밀도에 대한 포워드 문제(주어진 파라미터 값을 사용하는 모델링 측정)를 해결하기 위한 유한 요소 모델의 구현 단계로 진행한다. In this example, the current density for the coronal MRI section (6.5 mm) is obtained through the upper limb motor cortex. Modeling involves the following two steps: segmentation to identify tissue compartment boundaries and resistivity, and implementation of a finite element model to solve forward problems for current density (modeling measurements using given parameter values). Proceed to
분할(SEGMENTATION)Segmentation
스캔된 이미지는 콘트라스트를 향상시킨 것이 바람직하며, 예비 조직 구획 경계는, 자동으로, 반자동으로 또는 수동으로 식별되고, 시판되는 소프트웨어(예컨대, Canvas)를 사용하는 것이 바람직하다. 도 4는, 바람직한 실시예에 따라 상이한 비저항에 따라 식별되고 분할된 여러 개의 조직 구획(tissue compartment)을 갖는 인간 뇌를 나타낸다. 도 4의 표현에서 분할되어 있는 조직 구획에서는, 뇌 척수액(CSF)의 비저항이 65ohm-cm, 백색질의 비저항이 85ohm-cm, 혈액의 비저항이 160ohm-cm, 피부의 비저항이 230ohm-cm, 회색질의 비저항이 300ohm-cm, 연조직의 비저항이 500ohm-cm, 해면뼈의 비저항이 2500ohm-cm, 치밀뼈의 비저항이 16000ohm-cm이다. Scanned images are preferably enhanced in contrast, and preliminary tissue compartment boundaries are preferably automatically, semi-automatically or manually identified and use commercially available software (eg Canvas). 4 shows a human brain with several tissue compartments identified and divided according to different resistivity according to a preferred embodiment. In the tissue compartment divided in the expression of FIG. 4, the specific resistance of cerebrospinal fluid (CSF) is 65 ohm-cm, the specific resistance of white matter is 85 ohm-cm, the specific resistance of blood is 160 ohm-cm, and the specific resistance of skin is 230 ohm-cm The specific resistance is 300 ohm-cm, the soft tissue is 500 ohm-cm, the spongy bone is 2500 ohm-cm, and the dense bone is 16000 ohm-cm.
대부분의 조직 비저항 추정값은, Haueisen 등(1997년)으로부터 취한 것이며, 많은 연구로부터 얻은 비저항값에 해당하고, 조직 구획에 대한 평균 값(mean value)으로 주어진 것이다. 예외적으로, 백색질에 대한 비저항은, Geddes 및 Baker(1967년)의 초록(summary)으로부터 취한 것이다. 고양이의 내섬유막(internal capsule)으로부터 얻은 길이 방향(횡 방향에 상대적인 것) 추정값을 사용했다(Nicholson, 1965년). 길이 방향 추정값이 적절한 이유는, 이 값이 대뇌 피질의 어느 위치에 접해서(tangential) 위치된 소형 전극(small electrode)에 대한 섬유(fibers)의 지배적인 배향이기 때문이다. 앞서 언급했던 바와 같이, 뼈에 대한 값은, Goncalves 등(2003년)과, Oostendorp 등(2000년)으로부터 취했다. Most tissue resistivity estimates, taken from Haueisen et al. (1997), correspond to resistivity values obtained from many studies and are given as mean values for tissue compartments. Exceptionally, the specific resistance to white matter is taken from the summary of Geddes and Baker (1967). Longitudinal (relative to transverse) estimates from the cat's internal capsule were used (Nicholson, 1965). Longitudinal estimates are appropriate because this is the dominant orientation of the fibers relative to the small electrode located tangentially in position in the cerebral cortex. As mentioned earlier, values for bone were taken from Goncalves et al. (2003) and Oostendorp et al. (2000).
예비 경계(preliminary boundary)는, 도 5에 나타낸 MRI 등과 같은 원래의 MRI 위에 중첩된다. 조직 구획의 최종적인 분할은 손으로 완성될 수 있다. Talairach & Tournoux와 Schaltenbran 및 Wahren의 인간 뇌 지도로부터 MRI와 해부학적 절편(anatomical section)을 매칭시키는 것[Nowinski 등(1997년) 참조; 원용에 의해 본 명세서에 포함되는 것으로 한다]은, 회색질 구획, 특히 심뇌핵(deep brain nuclei)을 식별하는데 큰 도움이 된다. The preliminary boundary is superimposed on the original MRI, such as the MRI shown in FIG. Final division of tissue compartments can be completed by hand. Matching MRI and anatomical sections from human brain maps of Talairach & Tournoux and Schaltenbran and Wahren (Nowinski et al., 1997); Inc., which is incorporated herein by reference, is a great help in identifying gray matter compartments, especially the deep brain nuclei.
도 5에는, 유한 요소 메쉬로서 기능하는 그리드(grid)가 도시되어 있는데, 이러한 유한 요소는, 부여된 방향성(directionality)과 비등방성(anisotropy)을 가지며, 그리드의 요소 내부에 경사진 선으로 표시되어 있다. 이러한 방향성은, 신경 섬유의 방향성에 대응한다. In FIG. 5 a grid is shown which functions as a finite element mesh, which has a given directionality and anisotropy and is represented by an inclined line inside the element of the grid. have. This directivity corresponds to the directivity of nerve fibers.
MRI 데이터에 기초한 조직 비저항의 식별Identification of tissue resistivity based on MRI data
조직 타입에 관련될 수 있는 MRI 계조 스케일에 대한 조직 비저항(tissue resistivity)의 관계가 다음 식으로 표현될 수 있다. The relationship of tissue resistivity to the MRI gradation scale, which may be related to the tissue type, can be expressed by the following equation.
R(V) = K(1-v)E + DR (V) = K (1-v) E + D
R = 비저항;R = specific resistance;
V = MRI 데이터의 수치값 * ; V = numerical value of MRI data * ;
K = 승산 값(Multiplier value);K = multiplier value;
E = 지수(exponent); 및E = exponent; And
D = 밀도 값. D = density value.
* 값 V는, 단순한 MRI 데이터 값 또는 다수의 MRI나 여러 타입의 MRI로부터 조합된 값이 될 수 있다. 이러한 값들은, 예컨대, K=1600, E=4, D=65이다. The value V can be a simple MRI data value or a combination of multiple MRIs or several types of MRIs. These values are, for example, K = 1600, E = 4, D = 65.
비등방성/방향성은, 해부도(anatomy)로부터 추측되거나, MRI 데이터에 기초해서, 또는 이들을 조합해서 정해질 수 있다. 확산 텐서(diffusion tensor) MRI(DT-MRI, 또는 DTI)에 의해 직접 판정(direct determination)이 이루어진다. 일반적인 해부학적 구조(general anatomy)에 의해, 섬유, 특히 신경 섬유의 방향을 추측함으로써, 간접 판정이 이루어진다. DT-MRI 데이터는 비등방성 MRI(anisotrophic MRI)라고도 불린다. Anisotropy / directionality can be inferred from anatomy, or based on MRI data, or a combination thereof. Direct determination is made by diffusion tensor MRI (DT-MRI, or DTI). By general anatomy, an indirect determination is made by inferring the orientation of the fibers, in particular the nerve fibers. DT-MRI data is also called anisotrophic MRI.
유한 요소 모델링(FINITE ELEMENT MODELING)FINITE ELEMENT MODELING
시험적인 다른 실시예에서는 2D 전류 밀도가 미터당 amp로 표현되지만, 바람직한 실시예에서의 3차원 3D 전류 밀도는, 3D 모델에 적용될 수 있는 제곱 센티미터당 amp로 표현된다. 제곱 센티미터당 쿨롬(coulomb)의 단위는, 펄스를 모델화하는데에도 사용될 수 있다. In another exemplary embodiment, the 2D current density is expressed in amps per meter, while in the preferred embodiment the three-dimensional 3D current density is expressed in amps per square centimeter that can be applied to the 3D model. The unit of coulomb per square centimeter can also be used to model the pulse.
FEMLAB(매사추세츠 버링톤에 소재한, Comsol Pty Ltd)를 사용하여 생성된 FE 모델에 의해, 분할된 부분에 대해, 양측 전극 배치(인가된 전위차가 100V)가 계산된다. 메쉬(mesh)는, 먼저 이미지 내의 각각의 세그먼트의 에지 윤곽(edge contour)을 검출하고, 각 윤곽 내의 영역을 2D 서브 도메인(subdomain)으로 변환함으로써, 구성될 수 있다. 전체적인 구조의 메슁(meshing)은, 표준 FEMLAB 메슁을 사용하여 수행될 수 있으며, 최소 요소 품질(minimum element quality)이 0.1이 되어야 한다[품질 파라미터는 0과 1 사이에서 변화하며, 허용가능한 최소 메쉬 품질은 0.6이다]. 메쉬 품질(mesh quality)의 전형적인 값은 대략 0.98이 바람직하다. 삼각형 품질(triangle quality)은 다음 식으로 구한다. By the FE model generated using FEMLAB (Comsol Pty Ltd, Burlington, Mass.), For the divided portions, both electrode arrangements (applied potential difference is 100 V) are calculated. The mesh can be constructed by first detecting the edge contours of each segment in the image and converting the regions within each contour into 2D subdomains. Meshing of the overall structure can be performed using standard FEMLAB meshes, with a minimum element quality of 0.1 (the quality parameter varies between 0 and 1, and the minimum allowable mesh quality). Is 0.6]. A typical value of mesh quality is preferably about 0.98. The triangle quality is obtained by the following equation.
q = 4√3a÷[h1 2 + h2 2 + h3 2]q = 4√3a ÷ [h 1 2 + h 2 2 + h 3 2 ]
a는 삼각형 영역(triangle area)이고, h1, h2 및 h3은 삼각형의 측면 길이이며, q는 0과 1 사이의 수이다. q > 0.6이면, 삼각형은 허용가능한 품질을 가지며, h = h2 = h3이면, q = 1이다. 삼각형 요소(triangle element)는, 낮은 q를 갖는 경우에는, 통상적으로 길고 얇기 때문에, 메쉬를 사용한 해결책이 정확하지 않게 될 수 있다. a is a triangular area, h 1 , h 2 and h 3 are the lateral lengths of the triangle and q is a number between 0 and 1. If q> 0.6, the triangle has acceptable quality and if h = h 2 = h 3 , q = 1. Since triangular elements are typically long and thin when they have a low q, the solution using the mesh may be inaccurate.
도 3에 도시된 모델에 대한 선형 메쉬(linear mesh)에서, 요소는 대략 180,000개이며 자유도는 대략 364,000이다. 1×10-6 이하의 상대적 정밀도에 대한 모델의 해(solution)는, 리눅스(RedHat 3.0WS)를 탑재한 델 워크스테이션(2.4GHz 프로세서, 2GB 램)에서, 대략 27개를 포함했다. In the linear mesh for the model shown in FIG. 3, there are approximately 180,000 elements and approximately 364,000 degrees of freedom. The model solution for relative precision below 1 × 10 −6 included approximately 27 on a Dell workstation (2.4GHz processor, 2GB RAM) with Linux (RedHat 3.0WS).
결과result
모델링의 결과를 도 6A-6D에 나타낸다. 도 6A의 이미지는 백색질의 비등방성 특징에 맞추지 않고 계산되었다. 도 6A의 이미지는, 비저항값으로 분할된 다수의 구획과 라인 경계를 갖는 인간 뇌를 나타낸다. 또한, 한 쌍의 전극의 위치 "+" 및 "-"가 나타나 있다. 도 6A에는 관련 CPI의 전류 경로도 표시되어 있다. The results of modeling are shown in Figures 6A-6D. The image of FIG. 6A was calculated without fitting to the anisotropic character of the white matter. The image of FIG. 6A shows a human brain with multiple compartments and line boundaries divided by resistivity values. In addition, the positions "+" and "-" of the pair of electrodes are shown. 6A also shows the current path of the associated CPI.
도 6B의 이미지는 정사각, 직사각, 또는 그 위에 겹쳐 있는 삼각형과 같은 다른 다각형의 그리드 또는 매트릭스를 갖는다. 도 6B의 이미지는, 도 6A의 이미지가 신경 또는 비등방성을 통한 전류 흐름의 방향성에 적합하도록 되어 있다는 점 에서 상이하다. 도 6C는, 그리드를 구성하는 다각형의 적어도 몇몇 내에 방향성 라인을 가짐으로써, 도 6B의 표현에서 고려된 비등방성을 나타낸다. 공동(ventricles) 부근의 뇌의 중심 영역 내에 전류 밀도 "핫 스폿"(hot spots)의 위치에서 현격한 차이를 나타내고 있다. 조직 비등방성(tissue anisotropy)은, 이러한 핫 스폿의 위치에 큰 영향을 미친다. The image of FIG. 6B has a grid or matrix of other polygons, such as square, rectangular, or triangles superimposed thereon. The image of FIG. 6B is different in that the image of FIG. 6A is adapted to the direction of current flow through nerves or anisotropy. FIG. 6C shows the anisotropy considered in the representation of FIG. 6B by having directional lines in at least some of the polygons constituting the grid. There is a marked difference in the location of the current density "hot spots" in the central region of the brain near the ventricles. Tissue anisotropy greatly affects the location of these hot spots.
도 6D의 라인 구성은, 도 6A, 도 6B 및 도 6C에 도시된 관련 CPI의 전류 경로에 따른 동일한 위치를 통한 전류 밀도로 이루어져 있다. 도 6D의 실선(IM)은 도 6A에 도시된 등방성 모델(isotropic model)에 대한 전류 밀도이다. 도 6D의 점선(AM)은, 도 6B와 도 6C의 더 실질적인 비등방성 모델(anisotropic model)에 대한 전류 밀도이다. 비등방성 모델에 대해 68 A/m 부근에서 피크 P가 관측되었으며, 등방성 모델은, CPI에 따라 연구된 균질의 백색질 영역에 대해 최대값 16 A/m을 가진다. The line configuration of FIG. 6D consists of current density through the same location along the current path of the associated CPI shown in FIGS. 6A, 6B and 6C. The solid line IM in FIG. 6D is the current density for the isotropic model shown in FIG. 6A. The dotted line AM in FIG. 6D is the current density for the more substantial anisotropic model of FIGS. 6B and 6C. Peak P was observed around 68 A / m for the anisotropic model, and the isotropic model has a maximum value of 16 A / m for the homogeneous white matter region studied according to CPI.
GETs 모델은 몇몇 예측된 결과와 예측되지 못한 결과를 증명하고 있다. 예측되는 바와 같이, 전극의 아래에 전류가 집중된다. 그러나, 증명된 최적의 전류 경로가 항상 최소 저항의 경로인 것은 아니다. 더 낮은 도전율을 갖는 영역 내에 높은 도전율이 존재하는 포함물(inclusion)이 존재하는 고전류 밀도의 영역이 있다[뇌하수체 줄기(pituitary stalk)와 공동(ventricle)의 레드 존(red zones) 참조][Knudsen(1999년), Grimnes, S 및 Martinsen O.G(2000년) 참조; 상기 문헌은 본 명세서에 원용에 의해 포함되며, 이러한 현상이 일어나는 이유를 상세하게 설명하고 있다]. 도 7A는 이러한 효과를 나타낸다. 이 효과는, 낮은 도전율 영역 둘레 에서 유도된 전계의 핫 스폿(hot spot)을 생성하는 것으로 보인다. 전류 증가는, 전류 흐름에 수직으로 놓인 계면(interface)의 부근에서 가장 크다. 이러한 전류 밀도의 일부는, 주변 영역의 실질적으로 위에 있으며, 전극이 배치된 곳과 멀리 떨어져 있다. 이와 관련하여, 이러한 시도는, 표적이 되는 영역을 효과적으로 자극하면서, 바람직하지 않은 활성화를 최소로 하기 위한 전극의 위치를 결정하기 위한 것이다. 조직 비등방성(tissue anisotropy)은, 본 발명의 바람직한 실시예에 따라, 효과적으로 모델화되며, 뇌의 주입 전류(injection current)에 대해 모델화된 것이다. 다른 실시예의 모델에는, 혈관(blood vessel)의 비등방성 모델링과, 근육 섬유의 방향성이 포함된다. GETs 모델은 개인의 MRI 및/또는 CAT 스캔에 기초하기 때문에, 뇌 구조에서의 발달차 및 개인차를 조정한다. 이러한 것들 중 가장 중요한 것은 뼈 구조(bone structure)에서의 차이이다. The GETs model demonstrates some predicted and unexpected results. As expected, current is concentrated underneath the electrode. However, the proven optimal current path is not always the path of least resistance. There is a region of high current density where inclusions with high conductivity exist within regions with lower conductivity (see pituitary stalk and red zones of the cavity) [Knudsen ( 1999), Grimnes, S and Martinsen OG (2000); This document is incorporated herein by reference, and explains in detail why this phenomenon occurs. 7A shows this effect. This effect appears to create a hot spot of the electric field induced around the low conductivity region. The current increase is greatest in the vicinity of the interface perpendicular to the current flow. Part of this current density is substantially above the peripheral region and far from where the electrode is placed. In this regard, this attempt is to determine the position of the electrode to minimize undesirable activation while effectively stimulating the targeted area. Tissue anisotropy, according to a preferred embodiment of the present invention, is effectively modeled and modeled for the injection current of the brain. Models of other embodiments include anisotropic modeling of blood vessels and the orientation of muscle fibers. Because the GETs model is based on an individual's MRI and / or CAT scan, it coordinates developmental and individual differences in brain structure. The most important of these is the difference in bone structure.
도 8은 3가지 상이한 타입, 즉 T1, T2, 및 PD의 MRI를 나타낸다. 각각의 MRI 아래에 있는 것은 계조 스케일(gray scale)이다. T1 MRI에 대한 계조 스케일은, 3가지 상이한 비저항을 갖는 3개의 구분가능한 조직 타입에 대응할 수 있는 3개의 피크를 분해(resolve)하는 것으로 보인다. T2에 대한 계조 스케일은 하나 또는 2개의 피크를 나타내며, PD에 대한 계조 스케일은 T2 또는 T1과 상이한 비저항에서 하나의 피크를 나타낸다. 서로 다른 MRI 타입으로부터의 정보를 이용함으로써, 계조 스케일 분할(gray scale segmentation)을 향상시킬 수 있다. 8 shows the MRI of three different types, T1, T2, and PD. Below each MRI is the gray scale. The gradation scale for the T1 MRI appears to resolve three peaks that may correspond to three distinguishable tissue types with three different resistivity. The gray scale for T2 represents one or two peaks, and the gray scale for PD represents one peak at a specific resistance different from T2 or T1. By using information from different MRI types, gray scale segmentation can be improved.
도 9는, 상이한 비저항을 가진 조직(tissue)의 계조 스케일 구분에 의해 달성된 여러 개의 분해된 피크를 나타내는, 조직의 비저항과 MRI를 도시하고 있다. 본 발명의 바람직한 실시예에 의하면, 도 9에 도시된 MRI에 대한 계조 스케일은, 치밀뼈, 해면뼈, 백색질, 연조직, 회색질, 피부, 혈액, 및 뇌척수액을 포함하는 다양한 조직 타입에 대응하는 여러 개의 피크를 분해한다. 다른 분해가능한 조직으로는, 암 조직(cancerous tissue), 염증 조직(inflammatory tissue), 허혈 조직(ischemic tissue), 안액(eye fluid) 등이 포함될 수 있다. 조직의 분해능력(resolution)을 향상시킴으로써, 벡터 비저항 또는 다른 전기적 값을 뇌 또는 그외 다른 신체 조직에 더 정확하게 할당하는 것이 가능하다. 또한, 이에 따라, 예컨대, 다른 질병들 중 만성 통증의 치료를 위해 부여되는 최적의 전류 또는 다른 전기적 입력을 더 정확하게 계산하는 것이 가능하게 된다. FIG. 9 shows the resistivity and MRI of tissue, showing several resolved peaks achieved by gray scale division of tissue with different resistivity. According to a preferred embodiment of the present invention, the gradation scale for the MRI shown in FIG. 9 corresponds to several tissue types corresponding to various tissue types including dense bone, spongy bone, white matter, soft tissue, gray matter, skin, blood, and cerebrospinal fluid. Decompose the peak. Other degradable tissues can include cancerous tissues, inflammatory tissues, ischemic tissues, eye fluids, and the like. By improving the resolution of the tissue, it is possible to more accurately assign vector resistivity or other electrical values to the brain or other body tissues. It also makes it possible to more accurately calculate the optimum current or other electrical input, for example, given for the treatment of chronic pain, among other diseases.
개인차 및 발달 변이(INDIVIDUAL DIFFERENCES AND INDIVIDUAL DIFFERENCES AND
DEVELOPMENTAL VARIATIONS)DEVELOPMENTAL VARIATIONS)
뼈(bone)는, 두개골이 주입 전류에 대한 주요한 장벽이 되는 신체 내의 비저항이 가장 높은 조직이다. 개인 간에 그리고 내부 위치 간에, 두개골 두께와 밀도에 상당한 변이(variation)가 존재한다. 두개봉합(cranial suture), 관통 관(penetrating vessel), 및 개인 이상(individual anomalies)은, 개인차의 중요한 소스가 되는 두개골을 통해 낮은 비저항 경로를 제공한다. The bone is the tissue with the highest resistivity in the body, where the skull is a major barrier to injection currents. There is a significant variation in skull thickness and density between individuals and internal locations. Cranial sutures, penetrating vessels, and individual anomalies provide a low resistivity pathway through the skull, which is an important source of individual differences.
발달적인 관점에서 봤을 때, 어린 아이에서의 혈관이 매우 많아진 숫구멍(highly vascularized fontanel)의 존재는, 두개골을 통한 전류 경로를 제공하는데, 이는 숫구멍의 비저항이 훨씬 더 낮기 때문이다(두피: 230Ωcm; 혈관: 160Ωcm; 뼈: 7560Ωcm). 이러한 숫구멍은, 성인 두개골에 존재하는 두개 봉합(suture) 을 형성하기 위해, 실질적으로 1년 반까지는 폐쇄된다[Law(1993년) 참조; 본 명세서에 원용에 의해 포함되는 것으로 한다]. 두개 봉합(suture)은, 많은 성년에서는 어느 시기까지 개방된 상태를 유지하고, 어느 정도 나이가 든 개인에서는 폐쇄되지 않는 경우도 있으며, 완전히 폐쇄되는 경우도 있다. 전류를 단순히 증가시키는 것이 아니라 이러한 차이점을 조정함으로써, 개인의 뇌를 자극하기 위해 필요한 전류를 크게 감소시킬 수 있다. From a developmental point of view, the presence of highly vascularized fontanel in young children provides a current path through the skull because the specific resistance of the nostrils is much lower (scalp: 230 mm 3; blood vessels). : 160Ωcm; Bone: 7560Ωcm). This burr is closed for substantially a year and a half to form cranial sutures present in the adult skull (Law (1993); It is included by the reference in this specification]. The cranial sutures remain open for some time in many adults, not closed in individuals of some age, or completely closed. By adjusting these differences rather than simply increasing the current, the current needed to stimulate the individual's brain can be greatly reduced.
도 1A 및 도 1B에 대해서는 앞서 언급했다. 도 1A는 14살의 척추 측만 환자(scoliosis patient)에서 경두개 자극(transcranial stimulation)에 의해 유발된 MEPs를 나타낸다. 전극은 대략적으로 C1 및 C2(10-20 시스템)에 위치시켰으며, C2에 애노드 자극(anodal stimulation)을 인가했다(50V). 오른쪽에 있는 무지외전근(abductor hallucis)으로부터 더 작은 반응이 기록되었음에도, 가장 큰 진폭의 MEPs는, 왼쪽 발[무지외전근(abductor hallucis)]과 다리[전경골근(anterior tibialis)]의 근육으로부터 유발되었다. 양쪽 손의 장모지외전근(abductor pollicic brevis) 근육으로부터는 반응이 기록되지 않았다. 이러한 상대적으로 낮은 전류의 반응은, 전극 위치에서의 약간의 조정(adjustment)에 의해 구했다. MEP 신호를 최적화하기 위해, 환자마다 차이가 있는 유사한 조정이 사용될 수 있다. 1A and 1B have been described above. 1A shows MEPs induced by transcranial stimulation in a 14-year-old scoliosis patient. The electrodes were placed approximately at C1 and C2 (10-20 systems), and anode stimulation was applied to C2 (50V). Although smaller responses were recorded from the abductor hallucis on the right side, the largest amplitude MEPs were derived from the muscles of the left foot [abductor hallucis] and the leg [anterior tibialis]. It became. No response was recorded from the abductor pollicic brevis muscles of both hands. This relatively low current response was obtained by slight adjustment at the electrode position. To optimize the MEP signal, similar adjustments may be used that vary from patient to patient.
다른 실시예에서, 수술 중의 모니터링(intraoperative monitoring)에 대한 자극의 레벨을 감소시키며, tcMEP와 관련해서 생길 수 있는 것이 무엇인지에 대한 이해를 높이는 것이 가능하다. 그러나, 바람직한 실시예에서, 다른 중요한 사항을 개선할 수 있다. 1) 3차원 GETs 모델을 사용; 2) 혈관, 미세 혈관로, 및 뼈 이 상(bone anomalies)을 고려하기 위해 이미지의 상세(detail)를 향상; 3) 조직 경계에서 발견된 커패시턴스의 효과를 모델에 추가; 4) 직접 뇌 측정으로 모델을 검증함; 또는 5) 난치의 파킨슨증(refractory Parkinsonism) 환자의 운동 피질(motor cortex)에 결과를 적용, 또는 이들의 조합에 의하여, 모델을 추가로 향상시킨다. In another embodiment, it is possible to reduce the level of stimulation for intraoperative monitoring and to improve understanding of what may occur with tcMEP. However, in the preferred embodiment, other important matters can be improved. 1) using three-dimensional GETs model; 2) enhancing the details of the image to take into account blood vessels, microvessels, and bone anomalies; 3) add the effect of capacitance found at the tissue boundary to the model; 4) validate the model by direct brain measurements; Or 5) further enhancing the model by applying the results to, or a combination of, the motor cortex of refractory Parkinsonism patients.
연구 설계 및 방법(RESEARCH DESIGN AND METHODS)RESEARCH DESIGN AND METHODS
일실시예에서는, GETs 모델이 3차원(3D)으로 제공되며, 이미지에 더 구체적인 상세(detail)가 적용되고, 비저항(resistivity)으로부터 임피던스(impedance)로의 변환을 포함하는 커패시턴스의 효과가 추가된다. 도 10은, 2개의 전극과 결합된 인간 뇌에 부여되는 전류 밀도의 3차원 모델링을 나타낸다. 도 10은, 일정한 비저항 또는 전압 강하(voltage drop)의 형태를 나타낸다. 도 10은, 전극 주변이 높은 비저항을 가지며, 다수의 조직을 횡단하는 임의의 전류 경로를 따라 비저항이 변화하는 것을 나타낸다. 2개의 정상적인 성인 뇌의 기존 3D MRI 이미지가 사용될 수도 있다. 일실시예에서, 이미지는 분할(segment)되고, FE 메쉬가 생성되며, 커패시턴스를 가진 그리고 커패시턴스를 가지지 않은 등방성 모델(isotropic model) 및/또는 비등방성 모델(anisotropic model)에 대해 분석(analysis)이 이루어진다. 커패시턴스는, 조직 경계에서의 막 커패시턴스(membrane capacitance)로서 중요한 요인이 될 수 있을 뿐만 아니라, 자극 조직 침투(stimulus tissue penetration) [Grimnes S. Martinsen O.G(2000년) 참조; 상기 문헌은 본 명세서에 원용에 의해 포함된다]를 판정하기 위한 중요한 요인이 될 수 있다. In one embodiment, the GETs model is provided in three dimensions (3D), more specific details are applied to the image, and the effect of capacitance, including the conversion from resistivity to impedance, is added. 10 shows three-dimensional modeling of the current density imparted to the human brain coupled with two electrodes. 10 shows the form of a constant resistivity or voltage drop. 10 shows that the periphery of the electrode has a high resistivity and the resistivity changes along any current path that traverses multiple tissues. Existing 3D MRI images of two normal adult brains may be used. In one embodiment, the image is segmented, the FE mesh is generated, and the analysis is performed on anisotropic and / or anisotropic models with capacitance and no capacitance. Is done. Capacitance can be an important factor as membrane capacitance at tissue boundaries, as well as stimulus tissue penetration [Grimnes S. Martinsen O. G (2000); Which document is incorporated herein by reference].
분할(SEGMENTATION)Segmentation
3차원(3D)의 MRI 슬라이스에, 비저항값을, 분할(segmentation), 아우트라인화(outlining), 식별(identifying), 부여(ascribing) 및/또는 할당(assigning)하는 작업은, 어렵고 힘든 작업이 될 수 있다. 이러한 수고(effort)는, 상업적으로 자동화된 조직 분석 알고리즘과 서비스에 의해 크게 감소될 수 있다. 이러한 분석을 수행하기 위해, Neuroalyse, Inc(캐나다 쿼백)이 바람직하게 선택될 수 있다. 이 시스템은, 90% 이상의 조직 분할(tissue segmentation)을 수행할 수 있으며, 소프트웨어가 해결하지 못하는 조직 영역 또는 이러한 조직 영역으로 특히 더 좋은 성과를 얻는 것이 바람직한 영역을 공백(blank)으로 남겨둔다. 이 자동화된 분할은, 새로운 MRI 이미지가 2mm의 두께를 가지며 3개의 평면에 기록되기 때문에 특히 효과적이다. 결과가 체크되고, 임의의 공백 영역이, 손이나 다른 정밀 자동화(precision automation), 또는 그외 다른 것으로 채워진다. 조직 비저항은, 상기와 같이 바람직하게 할당되는데, 조직 슬라이스가 바람직하게 더 미세하며, 혈관 및 두개골 봉합(skull suture)에 대한 값이 바람직하게 포함되는 점이 다르다. 결과로서의 2D로 슬라이스화된 이미지는 3개의 3D 모델로 삽입된다. 최종의 3D 분할 및 메슁은, AMIRA(Mercury Computer Systems, 독일 베를린)를 사용하여 수행될 수 있으며, 그 결과로서 생성된 3D 모델은, FE 연산을 위한 Femlab(메사추세츠 버링톤에 소재한 Comsol)에 포함될 수 있다. Segmentation, outlining, identifying, assigning and / or assigning a resistivity value to a 3D MRI slice can be a difficult and difficult task. Can be. This effort can be greatly reduced by commercially automated tissue analysis algorithms and services. To carry out such an assay, Neuroalyse, Inc (Canada Quebec) may be preferably selected. The system can perform more than 90% tissue segmentation, leaving blank areas of tissue that the software cannot solve or areas where it is particularly desirable to achieve better results. This automated segmentation is particularly effective because the new MRI image has a thickness of 2 mm and is recorded in three planes. The result is checked and any blank areas filled with hands, other precision automation, or something else. Tissue resistivity is preferably assigned as above, except that the tissue slice is preferably finer and the values for blood vessels and skull suture are preferably included. The resulting 2D sliced image is inserted into three 3D models. Final 3D segmentation and meshing can be performed using AMIRA (Mercury Computer Systems, Berlin, Germany), and the resulting 3D model can be included in Femlab (Comsol, Burlington, Mass.) For FE calculations. have.
식별된 운동 피질을 가진 3D 모델은, FE 방법을 사용하여 분석될 수 있다. 자극을 위한 최적의 위치를 식별하기 위해서, 두피(scalp) 전역에 걸쳐 대표적인 쌍을 이룬 전극 위치를 반복적으로 이동시키고, 표적 위치(운동 피질)에서의 효과 를 평가함으로써, 추가의 분석이 수행될 수 있다. 이러한 표적화(targeting)는, 컴퓨터로 하여금, 일정한 전류 밀도를 가진 전류 주입 및 추출 위치(site)로서, 전극 배치를 위한 통상적인 10-20 시스템(10-20 system)의 각각의 위치에 대한 표적 위치에서 가장 높은 전류 밀도를 시스템적으로 선택 및 검사하도록 함으로써 수행될 수 있다. 통상적인 10-20 시스템에 추가로, 고려 또는 선택될 수 있는 위치(site)로는, 눈꺼풀(eye lids), 이도(auditory canals) 및 비로(nasal passages)를 포함할 수 있으며, 이러한 추가의 위치는 높은 비저항을 가진 두개골 뼈를 우회하기 위한 수단을 나타낸다. 컴퓨터가 한 쌍의 자극(stimulation) 및 추출(extraction) 위치를 전반적으로 식별한 후, 모델은 10-20 시스템의 선택된 위치 주위를 1센티미터씩 증가시켜서 검사함으로써 정밀하게 될 수 있다. 3D models with the identified motor cortex can be analyzed using the FE method. To identify the optimal location for stimulation, further analysis can be performed by repeatedly moving representative paired electrode locations across the scalp and evaluating the effect at the target location (motor cortex). have. This targeting causes the computer to be a target location for each location of a typical 10-20 system for electrode placement, as a current injection and extraction site with a constant current density. By selecting and inspecting the highest current density systematically. In addition to conventional 10-20 systems, sites that may be considered or selected may include eye lids, auditory canals and nasal passages, and such additional locations Represents means for bypassing skull bone with high resistivity. After the computer has generally identified a pair of stimulation and extraction locations, the model can be refined by examining by incrementing 1 centimeters around the selected location of the 10-20 system.
현재의 문헌(10-20 시스템의 C3-C4 및 Cz'-FPz)[Deletis(2002년), MacDonald 등(2003년) 참조; 본 명세서에 원용에 의해 포함되는 것으로 한다]에서 가장 보편적으로 제시되는 2개의 "표준"(standard) 위치에 대해, 이러한 예측된 "가장 적합한"(best fit) 위치가 검사될 수 있다. 이 3D 기술은, 효과적인 정밀한 모델을 제공할 수 있지만, 여전히 확인(verification) 및 인간 검사(human testing)도 바람직하게 사용될 수 있다. See current literature (C3-C4 and Cz'-FPz of 10-20 systems) (Deletis (2002), MacDonald et al. (2003)); For the two "standard" positions most commonly presented in this specification, which are hereby incorporated by reference, such predicted "best fit" positions can be examined. This 3D technique can provide an effective precise model, but still verification and human testing can also be used preferably.
또 다른 실시예에서는, 1) CT 스캔을 MRI 이미지에 추가하는 것, 2) 2번의 검정(assay)으로 GETs 모델을 확인하고, 수술 환자의 모델을 검사하는 것, 3) 이 모델을 척수 수술 환자에 적용하는 기술을 포함할 수 있다. MRI는, 연조직(soft tissue)을 이미지화하는데 효과적이지만, 뼈를 이미지화하는데에는 덜 효과적인데, 이는 MRI의 표적 조직(target tissue) 내의 물 분자(water molecules)에 대한 의존성(dependence) 때문이다. 골격 두개골(bony skull)은, 머리 중에 비저항이 가장 높은 조직이며, 전류가 뇌 안쪽으로 통과하는데 있어서의 중요한 장벽(barrier)이다. 본 발명의 모델링(modeling)은, 뇌와 두피 사이의 어두운 영역(dark region)이 골격 구조라고 가정함으로써 이것을 해결하고 있다. 이에 의하면, 본 발명의 모델링은, 품질이 높게 유지되는 한, 환자의 단일 스캔만을 취득하면 되는 장점을 가질 수 있다. CT 스캔을 GETs에 추가하는 효과를 검사하는 것은, MRI와, MRI/CT의 조합으로 달성될 수 있다. MRI는, 3개의 축[축방향(axial), 관상(coronal), 및 시상면(sagital)]에서 수집된 1.5 테슬라 자석(Tesla magnet)으로부터 2mm 스캔이 될 수 있다. CT 이미지는, 2.5mm 단위로 스캔될 수 있으며, MRI 스캔의 3개의 축과 매칭되도록 소급적으로(retroactively) 조정될 수 있다. 2개 세트의 이미지는, 앞서 설명한 바와 같이, 디지털적으로 정합(coregister) 및 분할(segement)될 수 있다. 이 조합된 이미지화는, 뇌실측로술(ventricular shunt)이 예정된 10명의 환자에 대해 수행될 수 있다. 이들 환자로부터의 데이터는, 단일의 MRI 및 조합된 MRI/CT 스캔을 데이터 세트로 해서 GETs 모델화될 수 있다. 이러한 동일한 환자들은, tcMEP 자극 동안 전류 밀도에 대해 검사될 수 있다. In another embodiment, 1) adding a CT scan to an MRI image, 2) identifying a GETs model with two assays, examining a model of the surgical patient, and 3) treating the model as a spinal cord surgical patient. It may include techniques applied to. MRI is effective for imaging soft tissue but less effective for imaging bone because of its dependence on water molecules in the target tissue. Bony skulls are the tissues with the highest resistivity in the head and are important barriers for electrical current to pass into the brain. The modeling of the present invention solves this by assuming that the dark region between the brain and the scalp is a skeletal structure. According to this, the modeling of the present invention may have the advantage that only a single scan of the patient needs to be acquired as long as the quality is maintained high. Examining the effect of adding CT scans to GETs can be accomplished with a combination of MRI and MRI / CT. The MRI can be a 2 mm scan from 1.5 Tesla magnets collected in three axes (axial, coronal, and sagittal). The CT image can be scanned in 2.5 mm increments and can be retroactively adjusted to match the three axes of the MRI scan. The two sets of images can be digitally coregistered and segmented, as described above. This combined imaging can be performed on 10 patients for whom ventricular shunts are scheduled. Data from these patients can be modeled with GETs using a single MRI and a combined MRI / CT scan as a data set. These same patients can be examined for current density during tcMEP stimulation.
직접 측정(DIRECT MEASUREMENT)DIRECT MEASUREMENT
환자의 뇌실(cerebral ventricle)에서 직접 전류를 측정할 수 있는데, 환자는, 뇌수종(hydrocephalus)에 대한 선택적인 단락 위치(elective shunt placement)에 대해 자신들의 뇌에서 뇌실 배액(ventricular drain)을 할 예정인 환자이다. 이러한 임상적 과정에서, 소개두술(small craniotomy)이 수행되며, 경막(dura)을 개방하고, 실라스틱 관(silastic tube)의 한쪽 끝을 뇌를 통해 뇌실 내부에 배치해서, 뇌척수액을 초과해서 배액(draining)하게 된다. 이 실라스틱 관은, 기포가 생기지 않도록 하기 위해 살린(saline) 또는 뇌척수액으로 채워지며, 배액(drain)으로 사용된다. 따라서, 살린으로 채워진 실라스틱 관은, 뇌실 내에 배치되며, 뇌 조직을 통과하는 기록용 전극(recording electrode)으로 작용할 수 있다. 이 관으로부터의 기록은, 플래티늄/이리듐 프로브(probe)를 관의 말단에 삽입하고, 프로브를 기록용의 오실로스코프에 연결함으로써 이루어질 수 있다. 오실로스코프의 전원을 켠 후, 경두개 펄스(transcranial pulse)의 3개 세트가 환자에 인가되고, 뇌실 공간으로부터 측정된 펄스화 전류가 측정될 것이다. 뇌실(ventricle)에 도달하기 위해, 실라스틱 관이 전전두엽(prefrontal cortex)의 절개부를 통해 배치되며, 이 영역에서 기록이 행해진다. 샘플링된 영역에서의 전류 레벨에 대한 기록은, GETs 모델에 의해 예측된 전류 레벨과 비교될 수 있다. 내실 배액용의 실라스틱 관은 자체 비저항과 커패시턴스를 가지고 있으며, 이러한 비저항과 커패시턴스는, 살린으로 채워진 비이커에 실라스틱 관을 배치하고, 환자의 뇌에 배치하거나 모델에 추가하기 전에 실라스틱 관의 비저항과 커패시턴스를 검사함으로써, 판정 및 테스트가 이루어질 수 있다. Current can be measured directly in the patient's cerebral ventricle, where the patient is planning to ventricular drain from their brain for selective shunt placement for hydrocephalus. to be. In this clinical procedure, small craniotomy is performed, the dura is opened, and one end of the silastic tube is placed through the brain and into the ventricles, draining excess cerebrospinal fluid ( draining). This plastic tube is filled with saline or cerebrospinal fluid to prevent bubbles from forming and is used as a drain. Thus, the saline-filled plastic tube can be disposed within the ventricle and act as a recording electrode through the brain tissue. Recording from this tube can be made by inserting a platinum / iridium probe at the end of the tube and connecting the probe to an oscilloscope for recording. After powering on the oscilloscope, three sets of transcranial pulses will be applied to the patient and the pulsed current measured from ventricular space will be measured. In order to reach the ventricles, a plastic tube is placed through the incision of the prefrontal cortex, where recording is done. The record of the current level in the sampled area can be compared with the current level predicted by the GETs model. Siltic tubes for intraventricular drainage have their own resistivity and capacitance, which are placed in a beaker filled with saline and placed into the patient's brain and placed into the patient's brain or added to the model. By checking the and capacitance, determination and testing can be made.
생물학적 검정(BIOLOGICAL ASSAY)BIOLOGICAL ASSAY
두 번째 확인 과정은, 수술적 모니터링 과정의 일부로서 tcMEP를 필요로 하는 선택적 척수 수술을 받는 환자의 운동 피질의 자극을 테스트하기 위한 생물학적 검정이다. 임상 환자의 자극에 대한 효과적인 전류 레벨이 이러한 방식으로 설정될 수 있다. 개인마다 운동 피질의 미세한 상세 위치에 차이가 있기 때문에, 피질에 표시되는 것으로 표적 근육의 위치를 정확하게 결정하는 것이 효과적이다. The second verification process is a biological assay to test the stimulation of the motor cortex of patients undergoing selective spinal cord surgery requiring tcMEP as part of the surgical monitoring process. The effective current level for the stimulation of the clinical patient can be set in this way. Because there is a difference in the fine detail of the motor cortex for each individual, it is effective to accurately determine the position of the target muscle as displayed on the cortex.
운동 피질 국부화(motor cortex localization)는, 뇌기능 MRI(fMRI)에 의해 결정되는 것이 바람직하다. fMRI는, fMRI가 수행되는 동안 운동 피질에서의 근육의 표시에 대한 정확한 위치 정보를 얻기 위해, 환자로 하여금 엄지[단무지외전극 근육(abductor pollicic brevis muscle)]를 움직이도록 해서 수행될 수 있다. 그 결과로서의 이미지화된 위치는, 자극의 모델링을 위한 표적 부위(target location)가 될 수 있다. 환자의 MRI(및/또는 CT)는, 앞서 설명한 바와 같이 분할(segment)된다. 자극을 위한 GETs 모델링을 위해 환자의 데이터를 구한다. Motor cortex localization is preferably determined by brain function MRI (fMRI). fMRI can be performed by having the patient move the thumb (abductor pollicic brevis muscle) to obtain accurate positional information on the representation of the muscles in the motor cortex while fMRI is performed. The resulting imaged location may be a target location for modeling the stimulus. The patient's MRI (and / or CT) is segmented as described above. Obtain patient data for modeling GETs for stimulation.
자극 위치 알고리즘(STIMULATION SITE ALGORITHM)Stimulation location algorithm (STIMULATION SITE ALGORITHM)
식별된 운동 피질을 표적화(targeting)하기 위한 자극용 전극의 최적의 위치는, 다음과 같은 알고리즘에 의해 선택될 수 있다. 표적 위치(target site)가 식별될 수 있다. 컴퓨터는, 전류 주입 및 추출 위치로서 머리 위의 전극 배치에 대한 통상적인 10-20 시스템의 위치 각각에 대해 표적 부위에서의 전류 밀도를 시스템적으로 선택 및 검사하도록 프로그램될 수 있다. 통상적인 10-20 시스템 위치에 추가로, 눈꺼풀(eye lids), 이도(auditory canals) 및 비로(nasal passages)를 추가하는 것이, 이들이 두개골의 높은 비저항을 우회하기 위한 상대적인 수단을 나타내기 때문에, 바람직하다. 컴퓨터가 한 쌍의 자극(stimulation) 및 추출(extraction) 위치를 전반적으로 식별한 후, 모델은 10-20 시스템의 선택된 위치 주위를 1센티미터씩 증가시켜서 검사함으로써 정밀하게 될 수 있다. 새롭게 최적화된 위치를 선택하는 것이 사용을 위해 바람직하다. 컴퓨터가 표적 위치 평가를 위해 사용할 기준은, 10볼트의 일정한 전류 구형파(square wave) 신호가 모델화될 때에 달성되는 가장 높은 전류인 것이 바람직하다. 선택된 자극 모델은, 또한 잠재적인 스트레이 전류(stray currrent)에 대해 검사되고, 이러한 전류가, 부작용을 생기게 할 수 있는 영역에 영향을 주는 것으로 판단되면, 이를 제거하는 것이 바람직하다(이것은 현재 가능하지 않은 안전 과정이다). The optimal position of the stimulating electrode for targeting the identified motor cortex can be selected by the following algorithm. Target sites can be identified. The computer may be programmed to systematically select and examine the current density at the target site for each of the positions of a typical 10-20 system for electrode placement above the head as current injection and extraction positions. In addition to the usual 10-20 system locations, adding eye lids, auditory canals and nasal passages is desirable because they represent a relative means to bypass the high specific resistance of the skull. Do. After the computer has generally identified a pair of stimulation and extraction locations, the model can be refined by examining by incrementing 1 centimeters around the selected location of the 10-20 system. It is desirable for the use to select a newly optimized location. The criterion the computer will use for evaluating target position is preferably the highest current achieved when a 10 volt constant current square wave signal is modeled. The chosen stimulus model is also examined for potential stray currrent and if it is determined that this current affects areas that may cause side effects, it is desirable to eliminate it (this is currently not possible). Is a safety process).
수술 자극(SURGICAL STIMULATION)Surgical Stimulation
GETs 모델링은, 이러한 GETs 모델링을 통한 운동 피질의 경두개 자극을 최적화함으로써, GETs 시술의 효과를 확인하기 위한, 다수의, 예컨대 30명의 척수 수술 환자에 적용될 수 있다. 동일한 30명의 환자에 자극을 주기 위해 필요한 전류는, 10-20 시스템의 표준 위치 C3-C4를 사용해서 비교된다. GETs modeling may be applied to a number of, eg, 30, spinal surgery patients to confirm the effectiveness of GETs procedures by optimizing the transcranial stimulation of the motor cortex through such GETs modeling. The current required to stimulate the same 30 patients is compared using the standard positions C3-C4 of the 10-20 system.
tcMEP 기록 조건(RECORDING CONDITIONS)tcMEP recording conditions (RECORDING CONDITIONS)
테스트 동안, 마취 레벨(anesthesia level), 혈압(blood pressure), 신체 온도가 일정하게 유지되는 것이 바람직하다. 관을 삽입하는(intubation) 동안을 제외하고는, 바람직한 시술을 위해 근육 이완제(muscle relaxants)는 사용되지 않는다. 전류 레벨을 낮게 함으로써, 피하 전극(subdermal electrode)을 통해 자극이 제시되도록 한다. 환자는, 수술하는 동안, 통상적인 흡입 마취제(inhalation agents)가 운동 피질(motor cortex)에 가지는 방해 효과(inhibiting effect)를 제거하기 위해, 프로포폴(propofol) 및 나코틱(narcotics)으로 완전 정맥 마취(TIVA: total intravenous anesthesia)를 받을 수 있다. 이러한 시술 과정은, 대체적으로 몇 시간이 걸리며, 안정적인 마취 시술 동안 검사가 행해질 수 있다. 운동 반응(motor response)은, 표적 근육에 배치된 피하 바늘 전극(subdermal needle electrode)으로부터 기록될 수 있으며, Cadwell Cascade의 수술중 모니터링 장치(intraoperative monitoring machine)에 기록될 수 있다. 자극은, 일정한 전류 자극기(current stimulator)를 통해 제시되는 짧은 기간의 구형파 펄스가 될 수 있다. 정확한 기간과 세기는, 모델링에 의해 예측되는 임피던스 특성에 의해 정해질 수 있다. During the test, it is desirable that the anesthesia level, blood pressure, and body temperature remain constant. Except during intubation, muscle relaxants are not used for the desired procedure. By lowering the current level, the stimulus is presented through the subdermal electrode. During surgery, patients undergo complete intravenous anesthesia with propofol and narcotics to eliminate the inhibitory effects that conventional inhalation agents have on the motor cortex. TIVA: total intravenous anesthesia). This procedure generally takes several hours and can be tested during a stable anesthesia procedure. Motor responses can be recorded from subdermal needle electrodes placed on target muscles and recorded in an intraoperative monitoring machine of the Cadwell Cascade. The stimulus may be a short duration square wave pulse presented through a constant current stimulator. The exact duration and intensity can be determined by the impedance characteristics predicted by modeling.
자극 파라미터(stimulus parameters)는, 고정된(fix) 자극간 기간(inter-stimulus duration)과 일정한 전압을 가진 일련의 6 구형파 100μsec로 그룹간에 동일하게 될 수 있다. 최소 전압 및 위치는, 문헌에서 찾은 통상적인 위치 또는 모델에 의해 정해질 수 있다. 결과 변수(outcome variable)는, 운동 피질의 fMRI로 식별된 위치에서 활성화된 뉴론(neurons)의 수의 반영으로서 응답의 진폭 및 기간이 될 수 있다. The stimulus parameters can be identical between groups with a series of six square waves 100 μsec with a fixed inter-stimulus duration and a constant voltage. The minimum voltage and position can be determined by conventional positions or models found in the literature. The outcome variable can be the amplitude and duration of the response as a reflection of the number of activated neurons at the location identified by the fMRI of the motor cortex.
분석(ANALYSIS)ANALYSIS
CT/MRI 이미지화에 의해, 모델링의 개선이, MRI 이상의 CT 스캔을 수집하는데 포함되는 추가의 이미지화와 관련된 여분의 환자 시간 및 비용을 정당화시킬만큼 충분한 경우인지를 판정하기 위해, 분석이 수행되는 것이 바람직하다. 이것은, 기술 통계(descriptive statistics)와 T 테스트에 의해 달성될 수 있다. 제2 분석은, 문헌에 언급된 통상적인 10-20 위치와 모델링에 의해 예측된 것들 사이에서 수 술실에서 관찰된 tcMEP 응답에서의 반영으로서, 정확한 자극 위치를 위한 전극 위치를 비교하는 것이다. 이 분석은, 이원분산분석(two-way ANOVA)으로 달성될 수 있다. 검사 대상들 사이에 포함되는 대상의 수에 대한 정확도 β를 결정하는 것이 어려운데, 이는 편차(variance)를 기준으로 삼고자 할 때에 관련 이력(relevant history)이 없기 때문이지만, 전기생리학(electrophysiology)과 수술에서의 경험에 의하면, N이 30이면 충분해야 하는 것으로 제안하고 있는데, 이는 이러한 조건들이 동일한 대상에 대해 검사되어야 하기 때문이다. By CT / MRI imaging, the analysis is preferably performed to determine if the improvement in modeling is sufficient to justify the extra patient time and cost associated with the further imaging involved in collecting CT scans above the MRI. Do. This can be accomplished by descriptive statistics and T tests. The second analysis is to compare the electrode position for correct stimulus position as a reflection in the tcMEP response observed in the operating room between the conventional 10-20 positions mentioned in the literature and those predicted by modeling. This analysis can be accomplished with two-way ANOVA. It is difficult to determine the accuracy, β, of the number of subjects included between the subjects, because there is no relevant history when attempting to base the variation on electrophysiology and surgery. Esau's experience suggests that 30 N should be sufficient because these conditions should be examined for the same subject.
위험 이득 분석 및 다른 방법(RISK BENEFIT ANALYSIS AND RISK BENEFIT ANALYSIS AND
ALTERNATE METHODS)ALTERNATE METHODS)
통상적인 방법과 비교해서, 본 발명의 바람직한 실시예에 따른 기술에서는 전기적 전류가 감소되는 효과를 갖는다. 또한, 환자에 대한 위험이 매우 적기 때문에, 이미 수행된 수술이 사용될 수 있다. 2D 모델은, 포함된 전류를 효과적으로 감소시키며, 더욱 실질적이고 연산적으로 시도되는 3D 모델은 사용되는 전류를 더욱 감소시킨다. 이러한 기술은, 환자의 운동 피질을 자극하기 위한 능력을 효과적으로 향상시킨다. 이것은, 위험을 감소시키고, 수술적 모니터링을 위한 tcMEP 시술의 효과를 향상시킨다. 깨어있는 환자에 대해 자극을 허용할 수 있을 정도까지 전류 밀도를 감소시키고, 이 기술을, 깨어있는 환자에게 뇌 자극을 제공하는데에도 사용할 수 있다. 본 발명의 바람직한 실시예와 다른 실시예의 기술을 사용함으로써, 침습 뇌 수술(invasive brain surgery)을 포함하는 다수의 치료 방법을 적은 비용과 위험으로 환자에 사용할 수 있다. 이들 환자에는, 난치의 우울증, 간 질(epilepsy), 및 만성 통증을 가진 환자가 포함될 수 있다. Compared with conventional methods, the technique according to the preferred embodiment of the present invention has the effect of reducing the electrical current. In addition, since the risk to the patient is very small, the surgery already performed can be used. The 2D model effectively reduces the current involved, while the more practical and computationally attempted 3D model further reduces the current used. This technique effectively enhances the patient's ability to stimulate the motor cortex. This reduces the risk and enhances the effectiveness of the tcMEP procedure for surgical monitoring. The current density can be reduced to an extent that allows stimulation for waking patients, and the technique can also be used to provide brain stimulation to waking patients. By using the techniques of the preferred and other embodiments of the present invention, many treatment methods, including invasive brain surgery, can be used in patients at low cost and risk. These patients may include patients with refractory depression, epilepsy, and chronic pain.
본 발명의 실시예에 따른 모델링 및 결과적으로 향상된 자극 파라미터는, 수술실 환경에서의 tcMEP 검사를 위해 사용될 수 있다. 경두개 전기 자극은, 불편과 고통이 충분히 적은 경우, 즉 두피에 부여되는 전류 레벨이 본 발명의 바람직한 실시예에 따라 충분히 낮은 경우라면, 깨어있는 환자에도 사용될 수 있다. 자극 레벨을 효과적으로 감소시킴으로써, 자극 레벨을 20mA(일정한 전압) 이하로 낮출 수 있으며, 이에 따라 깨어있는 환자와 만성의 파킨슨병이 있는 환자에 모델링을 적용할 수 있게 된다. GETs 모델링이 갖는 장점 중 하나는, 물리적 모델(physical model)과 달리, 이미지의 품질과 계산 능력을 개선함에 따라 모델을 계속해서 개선할 수 있다는 것이다. 운동 피질에 추가로 뇌의 다른 부위에 대해서는 효과적인 결과를 얻을 수 있으며, 다른 의료적 조건을 처리할 수 있다. Modeling and consequently improved stimulation parameters according to embodiments of the present invention may be used for tcMEP testing in an operating room environment. Transcranial electrical stimulation can also be used in awake patients if the discomfort and pain are small enough, ie if the current level imparted to the scalp is sufficiently low according to a preferred embodiment of the present invention. By effectively reducing the stimulus level, the stimulus level can be lowered below 20 mA (constant voltage), allowing modeling to be applied to awake patients and patients with chronic Parkinson's disease. One of the advantages of GETs modeling is that, unlike physical models, you can continue to refine your model as you improve the quality and computational power of your images. In addition to the motor cortex, effective results can be obtained for other areas of the brain, and other medical conditions can be addressed.
두개골 내부 또는 관통 전극Cranial internal or penetrating electrodes
피부는 저항이 낮은 재질(대략 센티미터당 230 ohm)이며, 두개골은 매우 높은 저항(대략 센티미터당 1600 ohm)을 갖는다. 2개 이상의 전극을 두피에 배치하고, 전기적 에너지가 전극들 사이로 통과되도록 하면, 대부분의 에너지가 피부를 통과하고 비교적 적은 에너지만이 뇌에 도달한다. 따라서, 전기적 전류가 머리에 인가될 때에 종종 느끼는 고통은, 실질적으로 전류가 두피에 있는 통각 수용기(pain receptor)를 통과하는 결과이며, 뇌에 도달하는 자극이 아니다. 이에 의해, 치료를 위한 환자에 부여될 수 있는 전기적 자극의 양이 제한될 수 있다. 이러한 두피를 통한 전기적 에너지의 단락(shunt)은, 두개골 내부 또는 두개골을 통 해 전극을 배치하고, 두피로부터 전극을 분리시킴으로써 크게 감소시킬 수 있다. 이러한 방식에서, 전기적 에너지는 두피로부터 벗어나서 뇌 쪽으로 향할 수 있게 된다. The skin is a low resistance material (approximately 230 ohms per centimeter) and the skull has a very high resistance (approximately 1600 ohms per centimeter). By placing two or more electrodes on the scalp and allowing electrical energy to pass between the electrodes, most of the energy passes through the skin and only relatively little energy reaches the brain. Thus, the pain often felt when an electrical current is applied to the head is substantially the result of the current passing through the pain receptors in the scalp and not the stimulus reaching the brain. Thereby, the amount of electrical stimulation that can be imparted to the patient for treatment can be limited. This shunt of electrical energy through the scalp can be greatly reduced by placing the electrode inside or through the skull and separating the electrode from the scalp. In this way, electrical energy can be directed away from the scalp towards the brain.
도 11A-11D는, 뼈 내부(intraosteal) 전극, 경막 내부(interdural) 전극, 절연된 샤프트 경막내부(insulated shaft interdural) 전극, 및 바늘 뼈 내부 전극(needle intraosteal electrode)을 포함해서, 본 발명의 다른 실시예에 따른 전극 구성을 나타낸다. 뇌에는 통각 수용기가 없기 때문에, 적절하게 절연된 뼈 내부 전극 또는 뼈 관통(trans-osteal) 전극은 이들 전극의 자극이 뇌로 향하도록 한다. 뇌 또는 경막에 닿는 뼈 관통 전극은, 또는 전기적 에너지의 많은 부분이 뇌 척수액을 통해 단락되는 것을 방지하며, 전극 바로 아래의 뇌 표면(brain surface)으로부터 멀어지도록 할 수 있는 노출된 부분에 절연용의 외부 커버를 가질 수 있다. 최종적으로, 전극은, 플렉서블하게 및/또는 압축가능하게 해서, 뇌가 두개골에 대해 움직일 때에 하부의 조직에 손상을 주지 못하도록 할 수 있다. 11A-11D illustrate other aspects of the present invention, including intraosteal electrodes, interdural electrodes, insulated shaft interdural electrodes, and needle intraosteal electrodes. An electrode configuration according to the embodiment is shown. Since the brain does not have pain receptors, properly insulated bone internal electrodes or trans-osteal electrodes direct the stimulation of these electrodes to the brain. Bone penetrating electrodes that touch the brain or dura are designed for insulation on exposed areas that can prevent a large portion of electrical energy from shorting out through the cerebrospinal fluid and may cause them to move away from the brain surface directly below the electrode. It may have an outer cover. Finally, the electrodes can be flexible and / or compressible to prevent damage to underlying tissues when the brain is moving relative to the skull.
본 발명은 본 명세서에 개시된 실시예에 한정되지 않으며, 청구범위에 개시되어 있으며, 구조적 및 기능적 등가의 범위에 해당하는 된 본 발명의 범위를 벗어남이 없이 변경 및 변형될 수 있다. The present invention is not limited to the embodiments disclosed herein, but is disclosed in the claims and may be changed and modified without departing from the scope of the present invention, which falls within the scope of structural and functional equivalents.
본 발명의 바람직한 실시예에 따라 수행될 수 있으며, 본 명세서와 청구범위에 개시된 방법은, 개시된 단계로만 수행되는 것이 아니며, 개시된 순서는 편의를 위해 선택적으로 되어 있으며, 동작을 수행하기 위한 특정의 순서를 가지는 것으로 이해해서는 안 된다. It may be carried out in accordance with a preferred embodiment of the present invention, the method disclosed in the specification and claims are not performed only by the steps disclosed, the order disclosed is for convenience, a specific order for performing the operation It should not be understood to have
또한, 본 발명의 배경 및 개요 부분에 추가로, 앞서 인용한 모든 문헌과 이하의 문헌은, 대체 실시예와 구성요소를 개시하는 것으로서, 본 발명의 바람직한 실시예의 상세한 설명에서 원용에 의해 포함된다. 이하의 문헌은 원용에 의해 본 명세서에 포함된다. In addition, in addition to the background and summary of the present invention, all documents cited above and the following documents are incorporated by reference in the detailed description of the preferred embodiments of the present invention, which discloses alternative embodiments and components. The following documents are incorporated herein by reference.
Amassian VE. Animal and human motor system neurophysiology related to intraoperative monitoring. In: Deletis V, Shels J, editors.Neurophysiology in Neurosurgery. Amsterdam: Academic Press, 2002:3-23;Amassian VE. Animal and human motor system neurophysiology related to intraoperative monitoring. In: Deletis V, Shels J, editors. Neurophysiology in Neurosurgery. Amsterdam: Academic Press, 2002: 3-23;
Ary JP, Klein SA, Fender DH. Location of sources of evoked scalp potentials: corrections for skull and scalp thicknesses. IEEE Trans Biomed Eng 1981:28; 447-452;Ary JP, Klein SA, Fender DH. Location of sources of evoked scalp potentials: corrections for skull and scalp thicknesses. IEEE Trans Biomed Eng 1981: 28; 447-452;
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